Biomecánica del vendaje funcional preventivo de tobillo
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UNIVERSIDAD DE CASTILLA-LA MANCHA Departamento de Didáctica de la Expresión Musical, Plástica y Corporal BIOMECÁNICA DEL VENDAJE FUNCIONAL PREVENTIVO DE TOBILLO: ELÁSTICO vs. NO ELÁSTICO Javier Abián Vicén Toledo, 2008 UNIVERSIDAD DE CASTILLA-LA MANCHA Departamento de Didáctica de la Expresión Musical, Plástica y Corporal BIOMECÁNICA DEL VENDAJE FUNCIONAL PREVENTIVO DE TOBILLO: ELÁSTICO vs. NO ELÁSTICO Memoria que presenta el Licenciado Javier Abián Vicén Para optar al grado de Doctor por la Universidad de Castilla-La Mancha Toledo, 2008 SOLICITUD DE ADMISIÓN A TRÁMITE DE LA TESIS DOCTORAL I. Datos Personales. Apellidos ABIÁN VICÉN Nombre JAVIER Dirección AVENIDA RIO JALÓN Nº15 C. Postal 50300 Población Teléfono 651413308 CALATAYUD E.mail Provincia ZARAGOZA [email protected] II. Datos de la Tesis. Programa de Doctorado EDUCACIÓN FÍSICA: NUEVAS PERSPECTIVAS Órgano responsable del programa de Doctorado DEPARTAMENTO DE DIDÁCTICA DE LA EXPRESIÓN MUSICAL, PLÁSTICA Y CORPORAL Tutor XAVIER AGUADO JÓDAR Título de la Tesis BIOMECÁNICA DEL VENDAJE FUNCIONAL PREVENTIVO DE TOBILLO: ELÁSTICO vs. NO ELÁSTICO Director/es de Tesis XAVIER AGUADO JÓDAR LUIS MARÍA ALEGRE DURÁN SOLICITA: Que siendo positivos los informes de valoración previa de la Tesis Doctoral que se adjuntan, y contando igualmente con la autorización del Director/es de Tesis y la conformidad del órgano responsable del Programa de Doctorado, sea admitida la misma a trámite por la Comisión de Doctorado. Toledo, a 30 de junio de 2008 EL DOCTORANDO Fdo.: Javier Abián Vicén El que suscribe, Dr.D ._Xavier Aguado Jódar y Luis María Alegre Durán__, como Director de la Tesis, AUTORIZA su presentación en orden a los trámites previos a su defensa de acuerdo con lo previsto en el RD 778/1998, de 30 de abril, y en el art.- 34 de las Normas Reguladoras de los Estudios de Tercer Ciclo en la Universidad de Castilla-La Mancha. El Director del órgano responsable del Programa de Doctorado de _______________________________________ __________________________________________________ da su conformidad para la presentación de la Tesis Doctoral a la Comisión de Doctorado, teniendo en cuenta la Autorización concedida por el Director/s de la Tesis. Toledo, a 30 de Junio de 2008 EL DIRECTOR DEL ÓRGANO RESPONSABLE DEL PROGRAMA DE DOCTORADO* EL DIRECTOR DE TESIS ________________, a ____ de _____________ de 200___ (firma) (firma) *Departamento, Centro, Instituto Universitario SR. PRESIDENTE DE LA COMISIÓN DE DOCTORADO. A mis padres, Antonio y Mari Carmen A mis hermanos, María y Pablo A mis abuelos, Felipe “Chato” y María AGRADECIMIENTOS Quiero expresar mi más profundo agradecimiento a todas las personas e instituciones que han colaborado, directa o indirectamente, en la realización de esta tesis. A mis directores de tesis, Xavier Aguado Jódar y Luis María Alegre Durán, por la confianza que han depositado en mí, por el tiempo y esfuerzo dedicado por cada uno de ellos para que este trabajo saliese adelante. A José Manuel Fernández Rodríguez, artesano del vendaje, por su participación en la fase experimental y por su colaboración como viejo conocedor del arte de vendar, además de fisioterapeuta y profesor universitario. Sin su participación este trabajo no hubiera sido posible o hubiera sido, cuanto menos, diferente. A mis compañeros de laboratorio, Amador Lara Sánchez, Jacobo Rubio Arias y Sergio Sordo Gutiérrez por su apoyo y colaboración durante estos años en el laboratorio. A la Consejería de Educación y Ciencia de la Junta de Comunidades de CastillaLa Mancha y al Fondo Social Europeo, por haberme ofrecido la posibilidad de desarrollar el trabajo necesario para esta Tesis a través de las “Ayudas para la formación de personal investigador”. A la Facultad de Ciencias del Deporte de la Universidad De Castilla-La Mancha, por haberme prestado todo el apoyo necesario para poder llevar a cabo esta tesis y en cuyas instalaciones se han desarrollado los estudios que la componen. A todos los sujetos participantes en los estudios, a los estudiantes de la Facultad de Ciencias del Deporte de Toledo y a mis compañeros de la Residencia Francisco Tomás y Valiente. Por su colaboración desinteresada en todos y cada uno de los estudios que componen la Tesis y por su paciencia y entusiasmo. Por último, y no por eso menos importantes, a mis padres, Antonio y Mª Carmen; hermanos, María y Pablo; a mi tío José Antonio y a Almudena, por todo el apoyo y consejos que me han prestado, no solamente durante la carrera sino a lo largo de mi vida. Y una mención especial a mis abuelos, Felipe y María, aunque ya no estén presentes. Muchas gracias por todo. ABREVIATURAS UTILIZADAS Las abreviaturas de los convenios internacionales de unidades de medida y las principales abreviaturas estadísticas no se incluyen en esta relación al existir normas internacionalmente aceptadas sobre su uso. a: distancia desde el maléolo externo a la cabeza del peroné Aciertos: porcentaje de tiempo que se mantenía el sujeto dentro del círculo iluminado ACL: Anterior Cruciate Ligament o ligamento cruzado anterior BDJ: Before a Drop Jump o previo a un Drop Jump BW: Body Weights o veces el peso corporal C: pies cavos CMJ: Countermovement Jump o salto con contramovimiento d: diferencia de medias de la variable a estudiar DIF: diferencia DJ: Drop Jump ET: Elastic Tape o vendaje elástico F1: primer pico de fuerza F2: segundo pico de fuerza F3: tercer pico de fuerza h: altura del salto H: hombres hl: Height of Landing o diferencia en la altura del centro de gravedad entre el instante de tocar el suelo previo a la amortiguación y el instante del despegue del salto. ICC: Intraclass Correlation Coefficient o coeficiente de correlación intraclase IT: Inelastic Tape o vendaje no elástico L0.30: amortiguación de caída desde 0.30 m L0.75: amortiguación de caída desde 0.75 m Lr: Landing Range o descenso del centro de gravedad desde el inio de la amortiguación hasta el punto más bajo. M: mujeres N: normal, sin vendaje. P: pies planos PF: pico de fuerza PP: Peak Power o pico de potencia Promedio de X: posición media del centro de presiones en el eje antero-posterior Promedio de Y: posición media del centro de presiones en el eje medio-lateral ROM: Range of Movement o rango de movimiento SAL: salida después de la amortiguación SCA: salto con aproximación T: Tape o con vendaje. t: tiempo de vuelo T1: instante en el que sucedía el primer pico de fuerza T1: longitud de la primera tira activa en el vendaje elástico T2: instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza T2: longitud de segunda tira activa en el vendaje elástico TBW: Time Body Weight o tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que el valor de la fuerza de reacción vertical cruzaba por primera vez el peso del sujeto UE: With Upper Extremities o amortiguación con ayuda de brazos WUE: Without Upper Extremities o amortiguación sin ayuda de brazos Zα: coeficiente asociado al error tipo α, que se fijó en el 5% Zβ: coeficiente asociado al error tipo β, que se fijó en el 10-20% Índice Índice 1.- RESUMEN 9 2.- ESTADO ACTUAL DE CONOCIMIENTOS 2.1.- BIOMECÁNICA DEL TOBILLO 15 17 2.1.1.- Articulaciones y movimientos del tobillo 17 2.1.2.- Ligamentos 21 2.1.3.- Músculos 24 2.1.4.- Etiología lesional 26 2.1.5.- Factores de riesgo 29 2.1.5.1.- Las recidivas 29 2.1.5.2.- Flexibilidad 29 2.1.5.3.- Fatiga y debilidad muscular 30 2.1.5.4.- Competición vs entrenamiento 30 2.1.5.5.- Deportes de colaboración-oposición 30 2.1.6.- Medidas preventivas 31 2.1.6.1.- Propiocepción 32 2.1.6.2.- Fortalecimiento muscular 33 2.1.6.3.- Soportes externos de tobillo 34 2.2.- BIOMECÁNICA DEL VENDAJE FUNCIONAL PREVENTIVO 44 2.2.1.- Indicaciones, limitaciones y efectos secundarios 46 2.2.2.- Acciones del vendaje 48 2.2.2.1.- Mecánica 49 2.2.2.2.- Exteroceptiva 50 2.2.2.3.- Propioceptiva 51 2.2.2.4.- Psicológica 51 2.2.3.- Restricción y fatiga 52 2.2.4.- Pérdida de eficacia 57 2.2.5.- Influencia del vendaje en el equilibrio 59 2.2.6.- Influencia del vendaje en la capacidad de amortiguación 60 2.2.6.1.- Características generales de las amortiguaciones de caídas 60 2.2.6.2.- Riesgo de lesión en las amortiguaciones 63 2.2.6.3.- Influencia del vendaje en la amortiguación 66 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 2.2.7.- Influencia en otros aspectos de la biomecánica 68 2.3.- TIPOS DE FABRICACIÓN BÁSICOS 70 2.3.1.- Con vendas no elásticas 72 2.3.1.1.- Propiedades de los materiales no elásticos 72 2.3.1.2.- Características de los vendajes no elásticos 74 2.3.2.- Con vendas elásticas 75 2.3.2.1.- Propiedades de los materiales elásticos 75 2.3.2.2.- Características de los vendajes elásticos 76 2.3.3.- Combinación vendas no elásticas y vendas elásticas 3.- OBJETIVOS 78 79 3.1.- OBJETIVOS GENERALES 81 3.2.- OBJETIVOS ESPECÍFICOS 81 4.- METODOLOGÍA 83 4.1.- DISEÑO EXPERIMENTAL 85 4.2.- PROTOCOLOS 87 4.2.1.- Normas éticas y criterios de inclusión 87 4.2.2.- Cineantropometría 88 4.2.3.- Familiarización y calentamiento 89 4.2.4.- Elaboración de los vendajes funcionales preventivos de tobillo 90 4.2.4.1.- Con vendas no elásticas 90 4.2.4.2.- Con vendas elásticas 91 4.3.- TRATAMIENTO DE DATOS 94 4.4.- ESTUDIOS METODOLÓGICOS 96 4.4.1.- Estudio 1: Fuerzas de reacción del suelo en pies planos y cavos 96 4.4.1.1.- Propósito 96 4.4.1.2.- Sujetos 96 4.4.1.3.- Tests 97 4.4.1.4.- Variables 100 4.4.1.5.- Estadística 101 Índice 4.4.2.- Estudio 2: Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en test de salto 103 4.4.3.1.- Propósito 103 4.4.3.2.- Sujetos 103 4.4.3.3.- Tests 104 4.4.3.4.- Variables 105 4.4.3.5.- Estadística 105 4.4.3.- Estudio 3: Diferencias de sexo en las fuerzas de reacción del suelo en seis tipos de amortiguación 106 4.4.4.1.- Propósito 106 4.4.4.2.- Sujetos 106 4.4.4.3.- Tests 106 4.4.4.4.- Variables 108 4.4.4.5.- Estadística 109 4.5.- ESTUDIOS APLICADOS 4.5.1.- Estudio 4: Influencia del vendaje no elástico de tobillo en el equilibrio y el salto 110 4.4.5.1.- Propósito 110 4.4.5.2.- Sujetos 110 4.4.5.3.- Tests 110 4.4.5.4.- Variables 114 4.4.5.5.- Estadística 115 4.5.2.- Estudio 5: Vendaje elástico vs no elástico 116 4.4.6.1.- Propósito 116 4.4.6.2.- Sujetos 116 4.4.6.3.- Tests 117 4.4.6.4.- Variables 118 4.4.6.5.- Estadística 119 5.- RESULTADOS Y DISCUSIÓN 5.1.- ESTUDIOS METODOLÓGICOS 121 123 5.1.1.- Estudio 1: Fuerzas de reacción del suelo en pies planos y cavos 123 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 5.1.1.1.- Resultados 123 5.1.1.2.- Discusión 125 5.1.2.- Estudio 2: Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en test de salto 129 5.1.2.1.- Resultados 129 5.1.2.2.- Discusión 142 5.1.3.- Estudio 3: Diferencias de sexo en las fuerzas de reacción del suelo en seis tipos de amortiguación 139 5.1.3.1.- Resultados 139 5.1.3.2.- Discusión 142 5.2.- ESTUDIOS APLICADOS 149 5.2.1.- Estudio 4: Influencia del vendaje no elástico de tobillo en el equilibrio y el salto 149 5.2.1.1.- Resultados 149 5.2.1.2.- Discusión 151 5.2.2.- Estudio 5: Vendaje elástico vs no elástico 155 5.2.2.1.- Resultados 155 5.2.2.2.- Discusión 159 6.- CONCLUSIONES 167 7.- BIBLIOGRAFIA 171 8.- ANEXOS 199 Anexo 1: Carta de consentimiento Anexo 2: Cuestionario sobre actividad física y lesiones Anexo 3: Artículos 3.1.- Ya publicados − Abián J, Alegre LM, Jiménez L, Lara AJ, Aguado X. (2005). Fuerzas de reacción del suelo en pies cavos y planos. Archivos de Medicina del Deporte, 108: 285-292. − Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Lara AJ, Meana M, Aguado X. (2006). Avances del vendaje funcional de tobillo en el deporte. Archivos de Medicina del Deporte, 113: 219-229. Índice − Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. (2006). Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en tests de salto. Archivos de Medicina del Deporte, 116: 441-450. − Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Aguado X. (2007). El vendaje funcional elástico vs no elástico en saltos y amortiguaciones. Archivos de Medicina del Deporte, 122: 442449. − Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Rubio JA, Aguado X. (2008) Kinetic differences between young men and women in landings from jump tests. Journal of Sports Medicine and Physical Fitness, 48: 305-310. − Abián-Vicén J, Alegre LM, Fernández-Rodríguez JM, Lara AJ, Meana M, Aguado X. (2008) Ankle taping does not impair performance in jump or balance tests. Journal of Sports Science and Medicine, 7: 350-356. 3.2.- Aceptados, en imprenta − Abián-Vicén J, Alegre LM, Fernández-Rodríguez JM, Aguado X. Prophylactic ankle taping: elastic versus inelastic taping. Aceptado, pendiente de publicación en Foot & Ankle International. Anexo 4: Pósters − Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. (2006). Kinetic differences between men and women in six landing situations. 11th Annual Congress of the European College of Sport Science. Lausanne (Suiza). − Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Rubio JA, Aguado X. (2007). Differences between men and woman in landings from jump tests. 12th Annual Congress of the European College of Sport Science. Jyväskylä (Finlandia). − Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Aguado X. (2007). Kinetic analysis of the range of movement with two types of prophylactic ankle taping: inelastic vs elastic taping. 12th Annual Congress of the European College of Sport Science. Jyväskylä (Finlandia). Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 1. Resumen Resumen RESUMEN En este trabajo se ha puesto a punto la metodología para valorar por medio del análisis de fuerzas de reacción diferentes tipos de tests de salto y amortiguación, que posteriormente se han utilizado para comparar dos vendajes funcionales preventivos de tobillo; uno elástico y otro no elástico. Objetivo: El objetivo del trabajo ha sido analizar el efecto del vendaje funcional preventivo de tobillo (elástico y no elástico) en la capacidad de restricción de movimientos y en la posible pérdida de eficacia en la realización de diferentes tipos de tests, así como analizar la fatiga del vendaje después de realizar los tests. Metodología: Han participado un total de 470 sujetos (313 hombres y 157 mujeres), distribuidos entre cinco estudios. Se han realizado tests de: marcha, carrera, cambio de dirección, salto, amortiguación de caída y equilibrio. Se han analizado variables cinéticas: los picos de fuerza y los instantes en los que sucedían, duraciones de apoyos en los movimientos, así como en algunos casos los picos de potencia y el recorrido vertical del centro de gravedad. En el caso de los tests de equilibrio se registró el recorrido del centro de presiones y se consideraron las variables derivadas del mismo. Se han usado tres plataformas de fuerzas: dos piezoeléctricas Kistler: Una 9281 CA y una Quattro Jump y una extensiométrica Dinascan 600 M. Para la valoración de la restricción de los movimientos del tobillo y la fatiga del vendaje se midieron la inversión, eversión, flexión y extensión máximas pasivas del tobillo derecho con un goniómetro manual. Resultados y discusión: En los tests máximos los sujetos con pies cavos mostraron mayores valores en los picos de fuerza (p<0.05) mientras que los planos los mostraron en la duración de los apoyos (p<0.01). En la amortiguación de tests de salto las mujeres mostraron menores valores en el segundo pico de fuerza (mujeres = 5.89 ± 11 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 2.06 BW y hombres = 7.51 ± 2.38 BW, p<0.001), mayor recorrido del centro de gravedad (mujeres = 11.06 ± 2.72% y hombres = 10.43 ± 2.43%, p<0.05) y un retraso en el tiempo desde el inico del contacto del pie en el suelo hasta la aparición del segundo pico de fuerza. Los picos de fuerza vertical durante amortiguaciones cayendo desde una superficie elevada a 0.75 m fueron mayores en el grupo de mujeres que en el de hombres (mujeres entre 7.01 y 8.15 BW y hombres entre 5.48 y 6.14 BW, p<0.05), mientras que las diferencias no fueron significativas cuando se realizaban amortiguaciones previo salto desde el suelo. El vendaje no influyó en el rendimiento de los tests de equilibrio, ni en la batida del test de salto. Sin embargo, se obtuvo un mayor valor en el segundo pico de fuerza de la amortiguación de la caída del salto con el vendaje funcional preventivo no elástico (sin vendaje = 5.38 ± 1.61 BW y con vendaje = 6.04 ± 1.87 BW; p<0.05). Los dos vendajes restringieron de forma significativa (p<0.001) la supinación y la extensión una vez colocados y después del ejercicio ambos vendajes se fatigaron tanto en la inversión (vendaje no elástico = 26.74% y vendaje elástico = 20.84%) como en la extensión (vendaje no elástico = 8.41% y vendaje elástico = 6.36%). El vendaje no elástico se fatigó más que el elástico en la inversión (p<0.05), sin embargo los sujetos percibieron el vendaje elástico más cómodo y menos restrictivo (p<0.001). No se encontraron diferencias en las alturas de los saltos, no obstante, en el pico de potencia el vendaje no elástico presentaba valores superiores (vendaje no elástico = 38.93 ± 6.10 W/kg y vendaje elástico = 37.77 ± 6.27 W/kg, p<0.05). Tampoco se encontraron diferencias en el segundo pico de fuerza vertical durante la amortiguación de la caída, sin embargo, con el vendaje no elástico, en los tests en los que se buscaba máxima amortiguación, el segundo pico de fuerza sucedía antes (con el vendaje no elástico desde 0.3 m sucedía a los 0.043 s y desde 0.75 m sucedía a los 0.032 s) que con el vendaje elástico (p<0.05) o sin vendaje (p<0.01). 12 Resumen Conclusiones: La utilización de los vendajes funcionales preventivos de tobillo (elástico y no elástico) no ha mostrado influencia sobre el rendimiento en ninguno de los tests de equilibrio y salto estudiados. En sujetos de características similares a los que han participado en este estudio, recomendaríamos utilizar el vendaje elástico frente al no elástico debido a que no ha modificado ningún aspecto de los analizados en la biomecánica del tobillo, ha producido la misma limitación en el movimiento, se ha fatigado menos y ha sido percibido como más cómodo y menos restrictivo por parte de los sujetos. Palabras clave: Plataforma de fuerzas, tests de salto, tests de amortiguación de caídas, salto con contramovimiento, sexo, ligamento cruzado anterior, prevención de lesiones. Códigos UNESCO: 240604, 240600, 321311, 321000. 13 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 14 2. Estado actual de conocimientos Estado actual de conocimientos 2.1.- BIOMECÁNICA DEL TOBILLO En este apartado se van a describir las articulaciones del tobillo, sus capacidades de movimiento, sus ligamentos y los músculos que las rodean. Por otro lado se describirá la etiología lesional y los principales factores de riesgo, y finalmente las medidas preventivas que se suelen utilizar para proteger el tobillo de posibles lesiones. 2.1.1.- Articulaciones y movimientos del tobillo El tobillo lo conforman principalmente dos articulaciones. Por un lado, la suprastragalina formada por la mortaja tibio-peronea y el astrágalo, y por otro, la subastragalina formada por la cara inferior del astrágalo y la superior del calcáneo. La cápsula articular, que es laxa en las caras anterior y posterior, está reforzada por importantes complejos ligamentosos. La articulación suprastragalina es una trocleartrosis, en la que se realiza el movimiento de flexión (flexión dorsal) y de extensión (flexión plantar) del pie con respecto a la pierna. (Figura 2.1). Flexión Extensión Figura 2.1: Articulación suprastragalina y movimientos de flexión y extensión que se dan en esta articulación (adaptado de Calais-Germanin, 1996). 17 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo La articulación subastragalina es una artrodia. Se compone de dos articulaciones que se establecen entre las carillas inferiores del astrágalo y las superiores del calcáneo. Aunque morfológicamente podrían clasificarse como trocoides, funcionalmente constituyen una sola articulación (artrodia) (Figura 2.2). (eje sagital) inversión eversión (eje frontal) extensión flexión (eje vertical) abducción adducción Figura 2.2: Articulación subastragalina y movimientos que se dan en esta articulación (adaptado de Calais-Germanin, 1996). El tobillo (suprastragalina + subastragalina), con la ayuda de la rotación axial de la rodilla, tiene movimientos en tres ejes de libertad, los cuales permiten orientar la bóveda plantar en todas la direcciones para adaptarla a los accidentes del terreno, a diferentes actividades (como la marcha) y a diversas situaciones deportivas. 18 Estado actual de conocimientos Los movimientos que se dan en estos ejes son: Flexión y extensión: Movimientos que discurren en un plano sagital, en los que la zona distal del pie se aleja de la tibia (extensión) o se aproxima a la tibia (flexión). Su amplitud natural es de 20 a 30º de flexión y de 30 a 50º de extensión. Este movimiento se produce principalmente en la articulación suprastragalina aunque en los movimientos extremos se añade la amplitud propia de las articulaciones del tarso (Kapandji, 1996) (Figura 2.3). Inversión y eversión: existen dos terminologías diferentes (americana y europea) que afectan a los conceptos de inversión/eversión y supinación/pronación. En este trabajo se ha optado por utilizar la americana debido a que la usan la mayoría de trabajos que estudian la biomecánica del tobillo en el deporte y así se pueden comparar de forma directa los resultados y compartir una misma terminología. La inversión y la eversión en la terminología americana son movimientos que tienen lugar en un plano frontal, en los que la superficie plantar se inclina en el sentido de enfrentamiento al plano medio sagital (inversión) o alejamiento del plano medio sagital (eversión) (Root y cols., 1991). Este movimiento se origina básicamente en la articulación subastragalina. La amplitud natural de estos movimientos es de 52º de inversión y de 25 a 30º la eversión (Kapandji, 1996) (Figura 2.3). Adducción y abducción: Movimientos que tienen lugar sobre un plano horizontal, en los que la zona distal del pie se desplaza hacia la línea media del cuerpo (adducción), o separándose de la línea media del cuerpo (abducción). La amplitud total de estos movimientos es de 35 a 45º. (Kapandji, 1996) (Figura 2.3). 19 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo a) b) c) 20-30º 30-50º 25-35º 52º 35-45º Figura 2.3: Movimientos de flexión y extensión (a), inversión y eversión (b) y adducción y abducción (c) del tobillo (adaptado de Rouviere y Delmas, 1996). Los movimientos en estos ejes no se dan prácticamente nunca en estado puro, sino de forma combinada. La supinación consiste en la combinación simultánea de adducción, inversión y extensión, mientras que la pronación consiste en abducción, eversión y flexión. El eje para este movimiento atraviesa el pie desde posterior, lateral y plantar, hasta anterior, medial y dorsal y se le denomina eje de Fick (Figura 2.4). Figura 2.4: Movimientos de flexión y extensión (eje CD) y de supinación y pronación en el eje de Fick (AB) (adaptado de Martin y Soto, 1995). 20 Estado actual de conocimientos 2.1.2.- Ligamentos Existen dos sistemas para mantener el astrágalo dentro de la mortaja tibioperonea. El sistema de contención, que viene representado por la propia estructura anatómica (mortaja), y el de retención, que está compuesto por la cápsula articular y sus refuerzos laterales ligamentosos, así como los tendones periarticulares, que se comportan como ligamentos activos (Rodríguez, 1998). Los ligamentos laterales (externo e interno) forman a cada lado de la articulación unos potentes abanicos fibrosos, cuyo vértice se fija en el maléolo correspondiente y la periferia en los dos huesos del tarso posterior (calcáneo y astrágalo). El ligamento lateral externo está constituido por tres fascículos (dos de ellos se dirigen al astrágalo y el otro al calcáneo) (Figura 2.5), que a continuación se describen. Fascículo anterior o peroneoastragalino anterior: está fijado al borde anterior del maléolo del peroné. Se dirige oblicuamente hacia abajo y hacia delante para fijarse en el astrágalo entre la carilla externa y la abertura del seno del tarso. Es el que con mayor frecuencia se lesiona, y su carga máxima para la rotura es de tan solo 297 N (Funk y cols., 2000). Fascículo medio o peroneocalcáneo: parte de las proximidades del vértice del maléolo del peroné y se dirige hacia abajo y hacia atrás para fijarse en la cara externa del calcáneo. Es el más largo de los ligamentos externos, el más fuerte de los ligamentos laterales y es capaz de soportar una carga máxima para la rotura de 598 N (Funk y cols., 2000). Debido a esto y a las características de los mecanismos de lesión, es muy raro que se lesione de forma aislada (Rodríguez, 1998; Robbins y Waked, 1998). 21 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Fascículo posterior o peroneoastragalino posterior: se origina en la cara interna del maleolo del peroné, por detrás de la carilla articular. Se dirige en sentido horizontal hacia dentro y algo hacia atrás para fijase en el tubérculo posterior del astrágalo. Es capaz de soportar una carga máxima para la rotura de 554 N (Robbins y Waked, 1998; Funk y cols., 2000). ligamento per oneoas tragali no anterior li gamento peroneoastragalino posterior ligamen to peroneocalcáneo Figura 2.5: Ligamentos del complejo externo del tobillo (adaptado de McAlindon, 2004). El fascículo peroneocalcáneo es el que tiene un mayor stiffness (mayor módulo de Young) y mayor resistencia a la rotura. En condiciones fisiológicas es el que mayor carga de tracción soporta de los tres. El peroneoastragalino posterior se encuentra en el término medio tanto en stiffness como en resistencia máxima a la rotura, aunque por la posición anatómica es muy difícil que llegara a lesionarse si no lo han hecho antes los otros dos fascículos. Por último, el peroneoastragalino anterior que es el que presenta menor resistencia a la rotura de los tres, pero también se comporta con mayor compliance (menor módulo de Young) y por su posición es el más propenso a lesionarse (Figura 2.6). 22 Estado actual de conocimientos esfuerzo (N/mm2 ) peroneocalcáneo peroneoastragalino posterior peroneoatragalino anterior 10 20 30 40 deformación (%) Figura 2.6: Curvas de esfuerzo/deformación de los ligamentos laterales del tobillo (adaptado de Corazza y cols., 2005). El ligamento lateral interno se reparte en dos planos: profundo y superficial. El plano profundo está formado por dos fascículos tibioastragalinos, anterior y posterior. El plano superficial, muy extenso y triangular, forma el ligamento deltoideo (Figura 2.7). Desde su origen tibial se extiende por una línea de inserción inferior, continua en el escafoides, el borde interno del ligamento glenoideo y la apófisis menor del calcáneo. 23 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo ligamento tibioastragalino posterior ligamento deltoideo ligamento tibioastragalino anterior Figura 2.7: Ligamentos del complejo interno del tobillo (adaptado de McAlindon, 2004). Para completar los ligamentos del tobillo, debemos hacer referencia a los ligamentos anterior y posterior de la articulación tibiotarsiana (que son simples engrosamientos capsulares) y a los ligamentos sindesmóticos, compuestos por el ligamento tibioperoneo anterior, tibioperoneo posterior e interóseo. 2.1.3.- Músculos Todos los músculos que tienen acción sobre el tobillo están situados en la pierna, y sus tendones llegan a diferentes partes del esqueleto del pie. A menudo han de atravesar espacios estrechos y correderas osteoligamentosas, razón por la cual están protegidos por vainas sinoviales. En la Figura 2.8 se muestra un esquema de las acciones de los diferentes músculos en los movimientos del tobillo y a continuación se va a describir la fuerza generada por cada músculo, según Rouvière y Delmas (1996), en estos movimientos: 24 Estado actual de conocimientos La flexión es producida por el tibial anterior (con una fuerza máxima aproximada de 25 N) y secundariamente, por el extensor del dedo gordo (4 N) y por el extensor común de los dedos (8 N). La extensión es producida por el tríceps sural (Gemelos 88 N y sóleo 73 N) y de forma secundaria por el tibial posterior (4 N), los flexores de los dedos (4 N), el flexor del dedo gordo (9 N) y los peroneos laterales (7 N). La fuerza de los músculos que realizan la extensión puede llegar a 186 N (cinco veces más que la de los músculos que producen la flexión) por la importancia de su papel en la postura, los desplazamientos y las batidas. La supinación es producida por el tríceps sural (47 N), el tibial posterior (15 N), el tibial anterior (5 N), el flexor común de los dedos del pie (6 N) y el flexor propio del dedo gordo (7 N). La pronación es producida por el peroneo lateral largo (6 N), el peroneo lateral corto (4 N), el extensor común de los dedos del pie (3 N) y el peroneo anterior (2 N), con un sumatorio total de 15 N. 25 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Figura 2.8: Movilidad del tobillo. Los músculos que están por delante del eje de Fick (A-B) producen pronación (eversión + abducción), y los que se hallan por detrás supinación (inversión + aducción). Los músculos que pasan por delante del eje transversal (C-D) son flexores del tobillo, y los que están por detrás extensores. Los puntos oscuros de la figura corresponden a los tendones de los músculos (adaptado de Martin y Soto, 1995). 2.1.4.- Etiología lesional El tobillo es una articulación fundamental en la práctica de casi todos los deportes. En muchos de ellos soporta cargas elevadas, que en ocasiones pueden llegar a ser muy superiores a las soportadas por la rodilla. En un estudio de revisión realizado por Fong y cols. (2007), el tobillo fue la zona del cuerpo que más se lesionó en 24 de 26 Estado actual de conocimientos los 70 deportes revisados, cobrando especial importancia los porcentajes encontrados en voleibol, con un 41% de las lesiones de este deporte (Verhagen y cols., 2004), en fútbol con un 41% (Sullivan y cols., 1980), y en balonmano con un 40% (Yde y Nielsen, 1990). Garrick y Requa (1988), en un estudio longitudinal a lo largo de nueve años (1979-87) encontraron que las lesiones de tobillo correspondían al 76% de todas las lesiones sucedidas tanto en los deportes de raqueta como en el fútbol americano, el 77% de las de danza, el 79% de las de baloncesto y el 82% de las de voleibol. El esguince de tobillo representa entre el 30 y el 50% de todas las lesiones en el deporte (Garrick y Requa, 1973; Martínez, 1985; Garrick y Requa; 1988, González Iturri, 1991; Manonelles y Tarrega, 1998; Orchard y Seward, 2003) y es la lesión más común de las que suceden en el tobillo dándose en el 76,7% de los estudios revisados por Fong y cols. (2007). En squash, fútbol, rugby, balonmano y voleibol representa más del 80% de las lesiones de tobillo (Berson y cols., 1981; Brynhildsen, 1990; Gerrard y cols., 1994; Seil y cols., 1998; Verhagen y cols., 2004). El mecanismo lesional más frecuente consiste en un movimiento combinado de inversión y extensión forzadas (Figura 2.9). Este mecanismo se da en el 75-85% de las lesiones de tobillo (Garrick, 1982; Rodríguez, 1998; Woods y cols., 2003). Inicialmente se ve afectado el ligamento peroneoastragalino anterior. Pero si la fuerza sigue progresando, se puede afectar el peroneocalcáneo y finalmente, en pocos casos en la actividad deportiva, se ve afectado el peroneoastragalino posterior (Rodríguez, 1998; Bahr y cols., 1994). 27 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Figura 2.9: Lesión del ligamento lateral externo de tobillo por el mecanismo de inversión (adaptado de O´Connell, 1995 y McAlindon, 2004). En un estudio realizado por Woods y cols. (2003), encontraron que el 77% de los esguinces eran del ligamento lateral y que el 73% de esos esguinces iban acompañados de rotura o elongación del ligamento peroneoastragalino anterior. Es raro el mecanismo de lesión en eversión que produciría la lesión del ligamento deltoideo; tan solo un 15% de las lesiones ligamentosas del tobillo se producen por este mecanismo. Por otro lado, las recidivas, el dolor y la inestabilidad crónica, son muy habituales tras los esguinces de tobillo. Según Yeung (1994) los principales problemas residuales de los esguinces de tobillo son: el dolor (30.2%), la inestabilidad (20.4%), la crepitación (18.3%), la debilidad (16.5%), la rigidez (14.6%) y la inflamación (13.9%). Para los tobillos que han tenido entre uno y cuatro esguinces el principal problema residual es el dolor (24-28%). Sin embargo, para los tobillos que superan los cinco esguinces, la mayor secuela es la inestabilidad (38%). Los esguinces que no han recibido un tratamiento adecuado se vuelven a lesionar antes de un año en el 70% de los casos (Herring, 1990). 28 Estado actual de conocimientos 2.1.5.- Factores de riesgo En este apartado se va a hablar de los principales factores de riesgo que afectan a las lesiones de tobillo, que son: las recidivas, la flexibilidad, la fatiga y debilidad muscular, la situación de competición vs. entrenamiento y las características particulares de los deportes de colaboración-oposición. 2.1.5.1.- Las recidivas Los deportistas que han tenido en algún momento un esguince de tobillo, que normalmente les deja una mayor laxitud articular, tienen más riesgo de sufrir de nuevo esta misma lesión (Herring, 1990; Bylak y Hutchinson, 1998; Hubbard y Hertel, 2006). Al igual que sucede con la hipermobilidad del tobillo, la hipomobilidad o pérdida del rango de movimiento (ROM) fisiológico (característico de las primeras semanas de rehabilitación tras el esguince) debido a la inmovilización de la articulación, también está relacionada con un mayor riesgo de recidiva (Hubbard y Hertel, 2006). 2.1.5.2.- Flexibilidad Algunos autores han estudiado la influencia que tienen en el riesgo de lesión determinadas características individuales de los deportistas. Pope y cols. (1998) encontraron que los sujetos que tenían mayor flexibilidad en la flexión del tobillo, sufrían menos esguinces. En este mismo sentido, Hertel (2000) encontró que los sujetos con múltiples episodios de esguince de tobillo tenían reducida la flexión de tobillo. Por otro lado, Caulfield y Garrett (2002), por medio de un análisis cinemático, revelaron que los sujetos con tobillo inestable presentaban hipermobilidad de tobillo en diferentes actividades y tareas. 29 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 2.1.5.3.- Fatiga y debilidad muscular Gabbett (2002) en un estudio realizado en la liga de rugby amateur obtuvo que los jugadores tenían una mayor incidencia de lesiones que los profesionales y que la incidencia se incrementaba de forma significativa con la fatiga. La pierna dominante es la que más esguinces de tobillo presenta (Yeung y cols., 1994) y la debilidad muscular es otro aspecto que condiciona el mayor riesgo de lesión (Brizuela y cols. 1996). 2.1.5.4.- Competición vs entrenamiento Bahr y cols. (1994) en un estudio realizado con jugadores de voleibol encontraron que la incidencia en los esguinces de tobillo era cuatro veces mayor en competición que durante el entrenamiento. En este mismo sentido, Nielsen y Yde (1989) encontraron más lesiones en competición para categorías superiores pero más en el entremaniento en las categorías inferiores. 2.1.5.5.- Deportes de colaboración-oposición La incidencia de lesiones de tobillo es mayor en deportes de colaboraciónoposición, en los que hay contacto entre los componentes de los equipos, como es el caso del fútbol, fútbol americano, baloncesto, voleibol y balonmano (Jones y cols., 2000; Meana, 2002; Fong y cols., 2007). Esto se debe principalmente a las características del juego, así como al gran número de practicantes en todo el mundo. El baloncesto es el deporte donde se registra mayor número de esguinces de tobillo (Martínez, 1985; Robbins y Waked, 1998; Rodríguez, 1998; Jones y cols., 2000). Esto se debe, por un lado, a las características antropométricas de los jugadores ya que sus tobillos deben soportar un elevado peso con una gran estatura y por otro lado, a las 30 Estado actual de conocimientos características propias del juego, como son: la repetición de gestos, aceleraciones y desaceleraciones bruscas, desplazamientos laterales y saltos. Estas características junto al constante contacto entre los jugadores y el reducido espacio bajo la canasta, someten a la articulación del tobillo a esfuerzos que facilitan su lesión (Manonelles y Tárrega, 1998; Rodríguez, 1998). El balonmano y el fútbol son ampliamente practicados en muchos países. El fútbol es uno de los deportes con mayor número de practicantes en el mundo, tanto a nivel aficionado como profesional, lo que genera una elevada incidencia de lesiones. Estos dos deportes se caracterizan por el constante contacto físico entre los jugadores combinado con aceleraciones, esfuerzos violentos, golpes, blocajes, saltos y fintas que incrementan el riesgo de que se den esguinces de tobillo. El esguince de tobillo se ha identificado como la lesión más frecuente en la traumatología del fútbol, existiendo demarcaciones en el terreno de juego más expuestas a lesión que otras. Los jugadores que más se lesionan son los delanteros, seguidos de los defensas (González Iturri y cols., 1994). En voleibol, un 63% de los esguinces de tobillo suceden durante la caída del bloqueo, donde normalmente saltan varios jugadores juntos y es habitual pisar a un compañero (Bahr y cols. 1994). 2.1.6.- Medidas preventivas Hay diferentes factores, que deben ser considerados en la prevención de los esguinces. Entre los más destacados se encuentran: la propiocepción, el fortalecimiento 31 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo muscular y los soportes externos (vendajes y ortesis). Seguidamente van a ser escuetamente desarrollados. 2.1.6.1.- Propiocepción Es complicado separar todas las sensaciones que intervienen en la propiocepción. Por un lado, la información proveniente de la articulación, el músculo, y los mecanorreceptores cutáneos y por otro, las señales visuales y auditivas que dan una información adicional (Riemann y cols., 2002). Por ello, cuando se analiza algún aspecto propioceptivo se intentan aislar estos dos canales de información para que no interfieran en las sensaciones provenientes de la articulación (Wikstrom y cols. 2006). Hay controversia, en cuanto a cómo la respuesta refleja de los músculos peroneos puede contribuir a la protección de la articulación. Algunas investigaciones han encontrado incrementos de la latencia de los peroneos en las articulaciones inestables (Konradsen y Ravn, 1990 y 1991; Karlsson y cols., 1992). Sin embargo, otros autores no han encontrado diferencias en la respuesta refleja en los sujetos con inestabilidad en el tobillo (Nawoczenski y cols., 1985; Ebig y cols. 1997). Nakagawa y Hoffman (2004) encontraron que los sujetos con tobillos inestables, con frecuencia tenían un control postural menor que se reflejaba en un rendimiento más bajo en tests de equilibrio estático y dinámico. Gutiérrez y cols. (2007) nos muestran que hay un mayor riesgo de sufrir esguince de tobillo cuando los músculos peroneos se fatigan, debido a que se reduce la protección activa que estos músculos tienen sobre el tobillo. Se ha encontrado que los programas basados en la propiocepción del tobillo descienden el riesgo de lesiones agudas y crónicas (Eils y cols., 2001) 32 Estado actual de conocimientos Kouradsen y cols. (1993) analizaron diversas partes de la propiocepción del tobillo para relacionarlo con la inestabilidad y el riesgo de sufrir esguinces. Para ello anestesiaron el ligamento lateral del tobillo de siete sujetos. Midieron la reproducción de una posición de forma activa y pasiva, el equilibrio estático sobre apoyo monopodal y el tiempo hasta la respuesta de los peroneos ante una inversión repentina de tobillo. El único parámetro que se modificó por la anestesia fue la reproducción de la posición pasiva de movimientos. Así concluían que las sensaciones aferentes de los peroneos son las responsables de la protección dinámica del tobillo ante la inversión repentina. Manteniendo la funcionalidad de la musculatura del tobillo, se puede conseguir una buena estabilidad en la articulación y mantener un buen equilibrio estático monopodal, pese a no poseer la información propioceptiva de los ligamentos. 2.1.6.2.- Fortalecimiento muscular Otra forma de proteger la articulación es por medio del fortalecimiento muscular. Diversos estudios han demostrado la eficacia del fortalecimiento muscular para prevenir los esguinces de tobillo y reducir el riesgo de lesión (Ekstrand y cols., 1983; Tropp y cols., 1985a y 1985b; Bahr y cols., 1997; Holme y cols., 1999; Wedderkopp y cols., 1999). La forma más habitual de fortalecer la musculatura del tobillo es con el trabajo en disco, este método ha tenido un efecto mayor en la reducción de esguinces de tobillo en deportistas con una historia previa de lesiones (Tropp y cols., 1985b; Bahr y cols., 1997) aunque también está demostrada su eficacia en deportistas con tobillos sanos (Holme y cols., 1999; Wedderkopp y cols., 1999). En las primeras etapas del fortalecimiento muscular se recomienda el trabajo de forma general sobre todos los músculos que atraviesan el tobillo para incrementar la 33 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo estabilidad y se observa si hay algún tipo de descompensación, para incrementar el trabajo sobre los músculos más débiles. Una vez se ha conseguido una buena estabilidad, se trabaja sobre los músculos que de forma activa pueden reducir la posibilidad de llegar a un movimiento extremo de la articulación. Para prevenir el esguince de tobillo en su mecanismo más frecuente se deberían trabajar los peroneos laterales largo y corto, el peroneo anterior y el extensor común de los dedos del pie. Ekstrand y cols. (1983) en un estudio con 12 equipos de fútbol (de 15 hombres cada uno) introdujeron de forma aleatoria un programa intensivo de prevención de esguinces durante una temporada o un programa estándar de entrenamiento. Encontraron que el programa intensivo de prevención de lesiones redujo la incidencia de esguinces de tobillo a lo largo de seis meses de una temporada. En otro estudio con jugadores de voleibol llevado a cabo por Bahr y cols. (1997) se realizó un programa de prevención de lesiones que incluía entrenamiento en disco, y se encontró que los esguinces de tobillo se redujeron de forma significativa, sin tener influencia sobre el resto de lesiones. 2.1.6.3.- Soportes externos de tobillo. Los soportes externos de tobillo hacen referencia a los vendajes funcionales preventivos y a las ortesis. En este apartado se van a tratar principalmente las ortesis, debido a que el siguiente va a estar dedicado íntegramente a los vendajes. Numerosos estudios recomiendan el uso de los soportes externos de tobillo como método para prevenir lesiones (Tabla 2.1 y Tabla 2.2). Diversos estudios han encontrado que los deportistas que utilizan ortesis tienen una menor incidencia de lesiones en el tobillo (Rovere y cols., 1988; Sitler y cols., 1994; Sharpe y cols., 1997; Mickel y cols., 2006). 34 Estado actual de conocimientos AUTOR SUJETOS Y SEXO EDAD Nº ORTESIS TIPO DE ORTESIS Bennell y Goldie (1994) 24 24.8 ± 4.4 2 Swede-O y OAPL Burks y cols. (1991) 30 - 2 Kallassy y Swede-O 20 - 8 Adimed Stabil 2, Basko camp, Cliagamed, Malleocast, Malleo-med, Mikros OV, Push ankle Brace, Talocrur 10 H 23.5 ± 3.7 3 Stirrup, Active Ankle y Swede-O 7M 18-21 1 ALP (Ankle ligament protector) 18-22 1 Stirrup 2 Stirrup y Swede 1 ALP Bruns y cols. (1996) σ Gehlsen y cols. (1991) Greene y Hillman (1990) σ 9M 2H 8M 8H 8M 8H 16 M 10 H M = 26.1 ± 5.1 H = 26 ± 1.6 M = 22 ± 7.2 H = 27 ± 2 18.9 ± 0.8 1 Swede-O Hopper y cols. (2005) 15 M 22.6 ± 4.2 1 Swede-O Hubbard y Kaminski (2002) 8M 8H 21.6 ± 1.35 2 Swede O ankle y aircast air-stirrup Kaminski y Gerlach (2001) 20 M 20.8 ± 2.7 1 Alimed Lindley y cols. (1995) 11 H 21.7 ± 1.7 3 Stirrup, ALP y Active Ankle Trainer Mackean y cols. (1995) 11 H 17-25 3 Aircast, Active Ankle y Swede-O σ 5M 5H 5M 9H 23.4 ± 2.5 2 Swede-O y Aircast 21 ± 2 3 Swede-O, Aircast y Active Ankle Gross y cols. (1987) Gross y cols. (1991) Gross y cols. (1994b) Heit y cols. (1996) Martin y Harter (1993) McCaw y Cerullo (1999) Metcalfe y cols. (1997) 10 M 26.5 ± 3.69 1 Swede-O-Universal Mickel y cols (2006) 93 H - 1 AirSport Ankle Brace Paris (1992) 18 H 17.6 ± 1.7 2 Swede-O y New Cross Mcdavid Paris y cols. (1995) 30 H 22.0 ± 3.3 2 Swede-O y Subtalar Support-braced Paris y Sullivan (1992) 36 H 22.3 3 Swede-O, New Cross, stirrup, subtalar stabilizer brace Rieman y cols. (2002) 5M 9H 17-26 1 Aircast Sacco y cols. (2004) 8H 17-25 1 Aircast Sharpe y cols. (1997) 38 19.1 1 Swede-O Shapiro y cols. (1994) 5H 20-65 8 McDavid A-101, Stirrup, Gelcast, Super-8, Donjoy FG062, Eclipse Excel Ankle Support, Ankle Stabilizer y High top Ankle Support Verbrugge (1996) 26 H 18-28 1 Air-Stirrup Brace Tabla 2.1: Estudios sobre ortesis donde también se analizan vendajes funcionales σ =estudios que encuentran preventivos de tobillo (M = mujeres, H = hombres; reducciones en el ROM del tobillo por la utilización de las ortesis y por lo que recomiendan su uso como método para prevenir lesiones). 35 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo SUJETOS Y SEXO 13 M 14 H AUTOR Alves y cols. (1992) σ EDAD Nº ORTESIS TIPO DE ORTESIS 26.26 ± 4.43 4 Stirrup, ALP, Swede-O Universal, Kallassy Carroll y cols. (1993) 6M 25.4 1 Swede-O Universal Cordova y cols. (1998) 24 H 23.3 ± 3.4 2 Aircast Sport-Stirrup y Active Ankle Cordova y cols. (2000) 8M 12 H 23.6 ± 1.7 2 Active ankle y McDavid 199 σ 7H 23.0 ± 1.3 1 Push Brace σ 15 M 9H 22.7 ± 2.7 10 Stirrup, Gelcast, Caligamed, Air gel, Air Brace, Ligacast Anatomic, Malleoloc, Kalassy, Kalassy S, Fibulo Tape, Dynastab 15 H 27.3 ± 6.6 1 Aircast Air-Stirrup 21-41 1 Aircast Air-Stirrup 18-35 1 ALP 12 H 18-22 3 Stirrup, ALP y Swede-O 15 M 19.73 ± 1.28 1 ASO Ankle brace 8M 8H 9M 14 H 17 M 8H M = 24.6 ± 5.1 H = 20.1 ± 1.6 2 ALP y Stirrup 18-36 2 ALP y Aircast sport-stirrup 16.2 ± 6 1 Aircast sport-stirrup 7- 26.3 ± 3.68 2 Swede-O y Sure-step 12 M 19.83 ± 1.7 1 Active ankle 10 M 8H 18-35 1 Stirrup 24 H 22.7 3 Active Ankle Trainer brace, Aircast Stirrup, McDavid A-101 46 3 Creadas por los investigadores 15.83 ± 1.01 1 Donjoy Rocketsoc 13 - 36 1 Ortesis creada por los investigadores Macpherson y cols. (1995) 25 H 16 2 Stirrup y Rocketsoc σ 18 M 20.88 ± 2.85 2 Air-Stirrup y McDavid Papadopoulos y cols. (2005) 33 H 21.5 ± 1.5 1 Mc David Pienkowski y cols. (1995) 12 H 15-18 3 Stirrup, kallassy y Swede-O Santos y cols. (2004) 6M 4H 26.4 1 Active Ankle 16H 19.14 ± 1.34 1 Stirrup 21.7 ± 2.6 1 Active Ankle Brace 16.2 ± 6.0 1 Stirrup 24,2 1 Maleoloc 24.03 ± 0.76 2 McDavie A101 y Perform 8 Steady Step lateral ankle stabilzer De crercq (1997) Eils y cols. (2002) Feuerbach y Grabiner (1993) 2M 10 H 15 M 15 H Feuerbach y cols. (1994) Greene y Roland (1989) Greene y Wight (1990) σ σ Gribble y cols. (2004) Gross y cols. (1994a) Gross y cols. (1997) Hals y cols. (2000) Hartsell y Sapulding (1997) Hodgson y cols. (2005) kimura y cols. (1987) σ σ σ Kinzey y cols. (1997) 10 M 10 H 18 M 8H Kitaoka y cols. (2006) Locke y cols. (1997) Lofvenberg y karrholm (1993) Masharawi y cols. (2003) Sitler y cols. (1994) Venesky y cols. (2006) σ Verrone y cols (2000) Wiley y Nigg (1996) σ Yaggie y Kinzey (2001) σ σ 12M 12 H 17M 8H 4M 8H 30 - Tabla 2.2: Estudios donde se analizan exclusivamente ortesis de tobillo (M = mujeres; H σ =estudios que encuentran reducciones en el ROM del tobillo por la = hombres; utilización de las ortesis y por lo que recomiendan su uso como método para prevenir lesiones). 36 Estado actual de conocimientos Existen numerosos tipos de ortesis. Las más simples son de tejido elástico, neopreno u otros materiales elásticos sin componentes duros. Están diseñadas para provocar compresión, propiocepción y calentar la zona. Sin embargo, hay otros soportes de tobillo más elaborados, con partes semirrígidas o rígidas, cuya función es restringir determinados movimientos (Figura 2.10). 2 1 5 3 6 4 7 Figura 2.10: Principales ortesis utilizadas en los diferentes estudios revisados (1 = Aircast Air-Stirrup, 2 = Swede-O Universal, 3 = Active Ankle, 4 = Ankle Ligament Protector, 5 = ASO, 6 = Malleoloc, 7 = DonJoy Rocketsoc; figura compuesta a partir de imágenes obtenidas con el buscador de imágenes de Google). La gran mayoría de estudios que analizan la influencia de las ortesis en la cinemática del tobillo, realizan mediciones del ROM activo o pasivo usando dinamómetros isocinéticos, goniómetros o sistemas de grabación de vídeo. Gross y cols. (1987, 1991 y 1994) estudiaron la restricción de diversos tipos de ortesis antes y después de realizar ejercicio, en el ROM en inversión-eversión. Vieron que las ortesis protegían a la articulación en estos movimientos sin mostrar apenas fatiga después del 37 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo ejercicio (10 minutos de carrera trazando ochos y 20 subidas en un step). La gran mayoría de los autores han encontrado que las ortesis restringían el ROM del tobillo para protegerlo de determinadas lesiones (Tabla 2.1 y Tabla 2.2). La restricción que confiere la ortesis depende, sobre todo, de la rigidez de los materiales de confección. Carroll y cols. (1993) encontraron que una ortesis poco rígida (Swede-O Universal) no fue efectiva en sujetos con tobillos inestables. La ortesis pretendía restringir el ROM del tobillo en simulaciones del mecanismo de lesión por inversión, utilizando una plataforma que provocaba de forma repentina la inversión del tobillo. En esta misma línea, Greene y Wight (1990) encontraron que las ortesis Ankle Ligament Protector y Aircast Air-Stirrup restringieron la movilidad del tobillo más que la Swede-O Universal y se fatigaron menos después de 90 minutos de ejercicio (fatiga: Swede-O Universal = 35%; Ankle Ligament Protector = 8% y Aircast Air-Stirrup = 12%). Existe discrepancia entre los autores respecto a la influencia en el rendimiento de las ortesis. La mayoría de ellos coinciden en que las ortesis no interfieren en el rendimiento en tests de salto vertical y horizontal, carreras de agilidad o sprints (Tabla 2.3). Sin embargo, otros estudios demuestran su influencia negativa en el rendimiento de estos tests (Tabla 2.3). Greene y Wight (1990) realizaron un test específico para valorar el rendimiento que consistía en recorrer unas bases de softball y vieron, que una de las ortesis (Aircast Air-Stirrup) redujo el rendimiento mientras que las otras dos (Ankle Ligament Protector y Swede-O Universal) no influyeron. Robinson y cols. (1986) construyeron unas zapatillas con soportes de plástico en los laterales para proteger el tobillo. Analizaron el rendimiento y la restricción en el tobillo con cuatro 38 Estado actual de conocimientos materiales de diferente rigidez y tamaño. Encontraron que cuanto más rígido era el material, menores eran los ROMs y mayor la influencia que tenían estas zapatillas en la disminución del rendimiento. AUTOR PRUEBAS DESCENSO RENDIMIENTO Burks y cols. (1991) salto vertical, carrera de agilidad (9.14 m), salto horizontal y velocidad (36.58 m) SI Greene y Hillman (1990) salto vertical NO Gross y cols. (1994a) Locke y cols. (1997) Mackean y cols. (1995) Macpherson y cols. (1995) velocidad (40 m), carrera de agilidad (en forma de ocho) y salto vertical salto vertical, velocidad (24.38 m) y carrera de agilidad (12.19 m) salto vertical, salto y tiro (baloncesto), velocidad y carrera submáxima salto vertical, velocidad (36.58 m) y carrera de agilidad (18.28 m) NO NO SI NO Metcalfe y cols. (1997) salto vertical y test de agilidad SI Paris (1992) velocidad (45.72 m), equilibrio, agilidad y salto vertical NO Verbrugge (1996) velocidad (36.58 m) y salto vertical NO Verrone y cols. (2000) carrera de agilidad (36.58 m) y salto vertical NO Wiley y Nigg (1996) salto vertical y carrera de agilidad (en forma de ocho) NO Yaggie y Kinzey (2001) carrera de agilidad y salto vertical NO Tabla 2.3: Estudios que analizan la influencia de las ortesis sobre el rendimiento. No está clara la influencia de las ortesis sobre el equilibrio y la propiocepción del tobillo. Paris (1992) estudió la influencia de diversas ortesis (Swede-O Universal, New Cross-Braced y McDavid-Braced) sobre el equilibrio estático y dinámico y encontró que ninguna de ellas influyó sobre el equilibrio. Por otro lado Feuerbach y Grabiner (1993) encontraron que la ortesis Aircast Air-Stirrup mejoró el rendimiento en tests de equilibrio estático y dinámico en sujetos sanos, reduciendo el recorrido del centro de presiones. Los autores justifican estas mejoras por las sensaciones exteroceptivas y propioceptivas que provoca la ortesis. De hecho, en un estudio posterior de estos mismos autores (Feuerbach y cols., 1993), también con sujetos sanos, 39 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo encontraron que la ortesis mejoró la propiocepción del tobillo. Heit y cols. (1996), en un estudio con la ortesis Swede-O Universal mostraron resultados similares a los descritos por Feuerbach y cols. (1993). Por otro lado, Hubbard y Kamisnki (2002) encontraron que, independientemente de que el tobillo estuviera sano o tuviera inestabilidad, el uso de las ortesis (Swede-O Universal y Aircast Air-Stirrup) influyó de forma negativa sobre la propiocepción del tobillo. En este mismo sentido, Bennell y Goldie (1994) encontraron que la ortesis (Swede-O Universal) empeoró el equilibrio estático sobre apoyo monopodal con ojos cerrados, debido a que incrementó el número de veces que el sujeto necesitaba tocar el suelo para reequilibrarse. Es posible que las restricciones que provocan las ortesis puedan tener, además de efectos negativos en el rendimiento de algunas actividades, consecuencias sobre el incremento de riesgo en nuevas lesiones (diferentes a las que pretenden evitar). Santos y cols. (2004) encontraron que la restricción que provocaba la ortesis Active Ankle se compensaba con un incremento de la rotación de la rodilla durante tareas en las que se requería rotación interna de tronco. Rieman y cols. (2002) hallaron que la ortesis Aircast Air-Stirrup adelantó la aparición de los picos de fuerza durante la amortiguación de caídas desde 0.6 m. También durante la amortiguación de caídas McCaw y Cerullo (1999) encontraron que algunas ortesis (Aircast Air-Stirrup, Swede-O Universal) reducían la flexión mientras que la Active Ankle no tuvo influencia. Sacco y cols. (2004), analizando las fuerzas de reacción verticales en saltos y amortiguaciones, vieron que la ortesis Aircast Air-Stirrup no modificó de forma significativa las fuerzas verticales, sin embargo, sí modificó las fuerzas medio-laterales. 40 Estado actual de conocimientos Otros estudios, también han encontrado modificaciones en algunos parámetros de diferentes movimientos. Estos podrían tener efectos secundarios que pudieran ser motivo de contraindicación de su uso. Se han observado incrementos en el momento de fuerza en la rotación externa de rodilla (Venesky y cols., 2006), disminución de la activación muscular del peroneo largo en simulaciones de inversión de tobillo (Cordova y cols., 1998), menor activación de los gemelos y el peroneo largo durante la amortiguación de caídas (Hopper y cols., 2005), incrementos en el primer pico de fuerza durante la amortiguación de caídas desde 0.6 m (Hodgson y cols., 2005) y modificaciones en el patrón cinético durante la marcha (Kitaota y cols., 2006). Los trabajos donde se analizan las ortesis se pueden dividir en dos grandes grupos: por un lado los estudios que analizan exclusivamente el comportamiento de las ortesis (Tabla 2.1) y por otro los que las comparan frente a vendajes funcionales preventivos de tobillo (Tabla 2.2). La aparición de estudios sobre ortesis es más reciente en el tiempo que la de los vendajes. De las comparaciones que algunos estudios hacen entre vendajes y ortesis se puede desprender que las ortesis: 1.- Se fatigan menos que los vendajes (Greene y Hillman, 1990; Gross y cols., 1981 y 1991; Martin y Harter, 1993). 2.- Son más cómodas (Verbrugge, 1996). 3.- Son más sencillas de colocar y reajustar por el propio deportista (Hopper y cols., 1999; Shapiro y cols., 1994). 4.- A la larga son más baratas que realizar uno o más vendajes en cada entrenamiento y competición (Rovere y cols., 1988; Paris, 1992; Metcalfe y cols, 1997). 41 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Curiosamente estos estudios comparativos en ningún caso describen las ventajas que puedan tener los vendajes. Como por ejemplo, que por estar adheridos a la piel pueden mejorar la acción exteroceptiva y con ello la propiocepción de la articulación (Heit y cols, 1996) o que se realizan de forma personalizada para cada sujeto y lesión. Así, los vendajes permiten ajustar el vector de fuerzas resultante para restringir un movimiento en la dirección más conveniente, dependiendo de las características antropométricas del sujeto, de la actividad que vaya a realizar y del tipo de lesión que se pretenda prevenir. En algunos estudios, los resultados apuntan ventajas de los vendajes frente a las ortesis, que paradójicamente y pese a que se nombran a lo largo del estudio, finalmente no son resaltadas en sus conclusiones y resúmenes, concluyendo que ambos métodos muestran la misma efectividad a la hora de prevenir lesiones. Hay que destacar que muchos de estos estudios están patrocinados por casas comerciales que fabrican ortesis (Alves y cols. 1992; Paris, 1992; Martin y Harter, 1993; Feuerbach y cols., 1994; Verbrugge, 1996; Wiley y Nigg, 1996) por lo que sus conclusiones deberían ser consideradas con precaución. Varios trabajos, curiosamente, llegan a la conclusión de que no es necesaria la familiarización con las ortesis debido a que los resultados sobre el rendimiento después de una semana o varios meses de utilización, fueron los mismos que el primer día en el que se colocaron (Pienkowski y cols., 1995; Verrone y cols., 2000). Por último, se debe tener en cuenta que las principales discrepancias en cuanto a la influencia que las ortesis tienen sobre los ROMs, rendimiento o propiocepción viene 42 Estado actual de conocimientos condicionada por la gran variedad de soportes externos de tobillo que aparecen en el mercado, las características (muy diferentes entre sí) y la competitividad entre las diferentes marcas. 43 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 2.2.- BIOMECÁNICA DEL VENDAJE FUNCIONAL PREVENTIVO Varios estudios han resaltado en sus conclusiones la eficacia de los vendajes funcionales preventivos de tobillo para reducir la incidencia de lesiones (Garrick y Requa, 1973; Sharpe y cols., 1997). El estudio de Garrick y Requa llevado a cabo durante una temporada con 2562 jugadores de baloncesto, encontró que el vendaje redujo la incidencia de lesiones de tobillo, especialmente en sujetos que habían tenido episodios previos de esguince de tobillo. Mickel y cols. (2006) establecen que con la utilización del vendaje la incidencia de lesiones por participante cada 1000 exposiciones es 0.77. Frente a los 6.40 registrados por Marshall y cols. (2002) en sujetos que no utilizaban soportes de tobillo. Ambos estudios fueron realizados con jugadores de fútbol americano. La bibliografía en biomecánica sobre los vendajes funcionales preventivos se ha centrado en cuatro temas principales, que se desarrollarán a lo largo de este apartado (Tabla 2.4): (1) el estudio del posible descenso del rendimiento, (2) la medición de la restricción de movimiento y fatiga del vendaje, (3) la influencia del vendaje en el equilibrio y (4) la influencia del vendaje en la capacidad de amortiguación. Por otro lado, encontramos revisiones bibliográficas y también trabajos en los que se aportan hipótesis variadas sin demostrar (Hume y Gerrard, 1998; Karlsson y cols., 1993; Passerallo y Calíbrese, 1994; Thacker y cols., 1999; Cordova y cols., 2002; Wilkerson, 2002). 44 Estado actual de conocimientos TIPO DE VENDAS No elásticas AUTOR (AÑO) OBJETIVO 21-28 SANOS FATIGA + ROM -- SANOS FATIGA SEXO EDAD Rarick y cols. (1962) 5 H Delacerda (1978) 3 -- Laughman y cols. (1980) 20 10 M, 10 H 23 (20-45) SANOS FATIGA + ROM Fumich y cols. (1981) 16 H -- SANOS FATIGA + ROM Hughes y Stetts (1983) 29 17 M, 12 H -- SANOS FATIGA + ROM Gross y cols. (1987) 11 9 M, 2 H 18-22 SANOS FATIGA + ROM Greene y Hillman (1990) 7 M 18-21 SANOS FATIGA + ROM Burks y cols. (1991) 30 -- -- SANOS RENDIMIENTO ROM + FUERZA Gehlsen y cols. (1991) 10 H 23.5 ± 3.7 SANOS Paris (1992) 25 H 17.6 ± 1.7 SANOS RENDIMIENTO Karlsson y Andreasson (1992) 20 10 M, 10 H 24 (19-28) TOBILLO INESTABLE ROM + PROPIOCEPCION Paris y Sullivan (1992) 36 H 22.3 ± 2.33 SANOS RENDIMIENTO Martin y Harter (1993) 10 5 M, 5 H 23.4 ± 2.5 SANOS FATIGA Bennell y Goldie (1994) 24 -- 24.8 ± 4.4 SANOS RENDIMIENTO + EQUILIBRIO Shapiro y cols. (1994) 5 H 20-65 CADAVERES ROM Lindley y kernozek (1995) 11 H 21.1 ± 1.7 SANOS ROM DINÁMICO MacKean y cols. (1995) 11 M 17-25 SANOS RENDIMIENTO Paris y cols. (1995) 30 H 22.0 ± 3.3 SANOS FATIGA + ROM Robbins y cos. (1995) 24 -- 26.6 ± 2.9 SANOS PROPIOCEPCIÓN Bruns y cols. (1996) 20 -- -- CADAVERES sin lesiones ROM Heit y cols. (1996) 26 16 M, 10 H 18.9 ± 0.8 SANOS RENDIMIENTO Verbrugge (1996) 26 H 20.3 SANOS RENDIMIENTO Metcalfe y cols. (1997) 10 M 26.5 ± 3.69 SANOS RENDIMIENTO + ROM Sharpe y cols. (1997) 38 -- 19.1 ESGUINCES PREVIOS NUEVAS LESIONES 5 M, 9 H M (20 ± 1), H (21 ± 2) SANOS CAÍDAS McCaw y Cerullo (1998) 14 Hopper y cols. (1999) 15 M 22.6 ± 4.2 SANOS CAÍDAS Lohrer y cols. (1999) 40 22 M, 18 H 23.6 SANOS FATIGA + ROM Refshauge y cols. (1999) 43 -- 18-41 25 INESTABLE 18 SANOS RENDIMIENTO 5 M, 7 H M (22.4), H (24.1) SANOS FATIGA Alt y cols. (1999) Combinación CARACTERÍSTICAS SUJETOS Nº SUJETOS 12 Allison y cols. (1999) 31 -- 26 SANOS RESPUESTA PERONEOS Kaminski y Gerlach (2001) 20 M 20,8 ± 2,7 SANOS PROPIOCEPCIÓN PROPIOCEPCIÓN CAÍDAS Hubbard y Kaminski (2002) 16 8 M, 8 H 21.6 ± 1.7 TOBILLO INESTABLE Riemann y cols. (2002) 14 5 M, 9 H 17-26 SANOS Yi y cols. (2003) 14 10 M, 4 H M (23.8 ± 2.0), H (25.7 ± 2.0) SANOS CAÍDAS Sacco y cols. (2004) 8 -- 17-25 SANOS RENDIMIENTO Meana y cols. (2007) 15 H -- SANOS ROM + FATIGA Wilkerson (1991) 30 H -- SANOS FATIGA Gross y cols. (1991) 16 8 M, 8 H Gross y cols. (1994) 16 8 M, 8 H M (26.0 ± 3.8), H (26.1 ± 4.7) M (22 ± 2), H (27 ± 7) SANOS FATIGA SANOS RENDIMIENTO + FATIGA De Clercq (1997) 7 H 23.0 ± 1.3 SANOS ROM + NUEVAS LESIONES Barceló (2004) 16 6 M, 10 H 18-24 SANOS RENDIMIENTO + CAÍDAS Tabla 2.4: Trabajos que estudian los vendajes funcionales preventivos de tobillo (M = mujeres; H = hombres). 45 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 2.2.1.- Indicaciones, limitaciones y efectos secundarios En los deportes colectivos, el uso de los vendajes es una práctica habitual y en ocasiones obligada (Meana, 2002). En la élite deportiva, este hecho se ve reforzado por convenios que algunos clubes tienen con casas comerciales, para proteger las inversiones que han realizado, minimizando el riesgo de que un jugador quede lesionado a mitad de temporada (Bové, 2005). Así, Camacho (2005) relata que en la NBA es algo muy frecuente. La utilización de vendajes por los grandes jugadores ha hecho que esta práctica se extienda hacia otros estratos del deporte y jugadores de menor nivel que tratan de imitar a las grandes estrellas, popularizando el uso y, a veces, abuso de estos métodos preventivos. Como hemos comentado anteriormente, en ocasiones, en vez de los vendajes funcionales preventivos, se usan otros métodos de sujeción como son las ortesis. Éstas últimas son más sencillas y menos costosas, tanto a nivel económico como de tiempo (Rovere y cols., 1988; Paris, 1992; Metcalfe y cols., 1997; Hopper y cols., 1999; Shapiro y cols., 1994). Aún así, debemos tener en cuenta como ventajas de los vendajes funcionales que son personalizados y que se crean para la ocasión y para una persona determinada, mientras que las ortesis son impersonales, no tienen en cuenta las características individuales de los sujetos y a veces poseen elementos rígidos que impiden su utilización en competición. Los beneficios de la correcta utilización de los vendajes están más que demostrados. Garrick and Requa (1973) observaron que los vendajes reducían la incidencia de lesiones, registrando 14.7 esguinces cada 1000 participantes frente a los 32.8 esguinces cada 1000 participantes que se obtuvieron en los sujetos que no llevaban 46 Estado actual de conocimientos vendaje. En este mismo sentido Sharpe y cols. (1997) encontraron que el porcentaje de esguinces de tobillo, en jugadores con tobillos inestables, se redujo de un 35% en los sujetos que no utilizaban vendaje a un 25% en los sujetos que lo utilizaban. Sin embargo cuando el uso no es el indicado, pueden darse una serie de “efectos secundarios” que vamos a describir a continuación. Neiger (1990) dice que hay que desconfiar de la colocación sistemática y repetitiva de los vendajes, debido a la dependencia que pueden provocar en el sujeto y llevarle a que esté expuesto a una lesión en el momento en que no esté protegido. Por este motivo, hay diversos autores que sugieren que en la rehabilitación de lesiones sería adecuado combinar la utilización del vendaje con sesiones específicas de propiocepción, que ayuden al sujeto a conseguir un control activo articular y neuromuscular, para que el periodo de uso del vendaje sea limitado (Neiger, 1990; Hume y Gerrard, 1998; Villarroya y cols., 1999). Después de la utilización del vendaje funcional preventivo, la zona donde ha sido colocado podría quedar expuesta a un mayor riesgo de lesión. En los estudios en que se mide el ROM una vez retirado el vendaje, se encuentran valores superiores con respecto a cuando no se utiliza. Esto conlleva que las estructuras de esa zona se han “acostumbrado” a la ayuda del vendaje y una vez retirado les cuesta más volver a realizar su función (Neiger, 1990). Algunos autores achacan la mayor laxitud de la zona donde se encuentra el vendaje a un aumento de la temperatura y por lo tanto un aumento también en la extensibilidad de las estructuras que se encontraban bajo el vendaje (Alt y cols., 1999). Estos autores registran incrementos en la temperatura de hasta 2.6 ºC superiores en el grupo con vendaje funcional preventivo con respecto a un grupo control después de realizar ejercicios variados que incluían saltos. 47 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Otro factor a tener en cuenta es la piel que se encuentra en contacto con el vendaje. En ella se pueden dar efectos como la hipersensibilidad (reacciones a determinados componentes del vendaje), las irritaciones mecánicas causadas por fuerzas de tracción altas y las irritaciones químicas, producidas por las sustancias que contiene la masa adhesiva (Jurgen y Asmussen, 1998). Cuando se realiza un vendaje, se deben considerar algunos factores que a veces no se tienen en cuenta, como son: la capa protectora de la piel (que se encuentra formada por ácidos grasos, las escamas y los pelos) y la actividad que se va a realizar. Jurgen y Asmussen (1998) apuntan que el sudor puede influir de forma significativa sobre el efecto del vendaje y su utilidad. El vendaje puede levantarse y perder su eficacia, incluso limitar algún movimiento diferente al que se pretendía y llegar a sobrecargar otras estructuras pudiendo provocar una lesión. El vendaje funcional preventivo, al limitar el ROM puede llevar a la necesidad de compensar con la utilización de otras estructuras que a largo plazo provoque dolor o actitudes viciosas. 2.2.2.- Acciones del vendaje Con el uso de los vendajes funcionales preventivos podemos conseguir principalmente cuatro acciones. El vendaje permite limitar mecánicamente la movilidad de una articulación para proteger las estructuras periarticulares de un sobreestiramiento. Los vendajes actúan también sobre la sensibilidad exteroceptiva y propioceptiva, por las solicitaciones que efectúan sobre los mecanorreceptores cutáneos, articulares y miotendinosos, debido a la presión y por encontrarse en contacto directo con la piel. Finalmente, su eficacia también se ha asociado a un factor psicológico debido a la seguridad, confianza y confort que proporcionan a los 48 Estado actual de conocimientos deportistas (Hume y Gerrard, 1998, Neiger, 1990). A continuación se van a desarrollar de forma escueta cada una de estas acciones. 2.2.2.1.- Mecánica La eficacia de todo vendaje funcional reposa sobre la propiedad mecánica de sustitución de la acción de las estructuras periarticulares, para conseguir estabilidad articular y protección frente a la reproducción del mecanismo lesional, sin sacrificar el aspecto funcional de libertad de movimiento. La eficacia del vendaje para restringir un movimiento depende principalmente del material utilizado, de la dirección en la colocación de las tiras, del número de tiras activas utilizadas, de los anclajes y del uso o no de prevendaje. La acción mecánica está condicionada por la intensidad de las solicitaciones y del tiempo durante el cual el vendaje inicial permanece colocado sin ser reforzado o sustituido. Hay consenso en los investigadores para aceptar la acción mecánica que los vendajes tienen en restringir determinados movimientos. Malean (1989) propone que el vendaje adhesivo puede actuar como un ligamento secundario (exoligamento) para evitar que los movimientos lleguen a los extremos fisiológicos. Según este autor, la interacción entre el vendaje y la piel no soportaría la fuerza necesaria para evitar los movimientos que producen las lesiones en los ligamentos del tobillo, pero sí una combinación de la fuerza que produce el vendaje junto a la que generan las estructuras corporales que protegen la articulación. Andreasson y Edberg (1983) hallaron que las vendas no elásticas soportaban una fuerza de 75 N/cm de ancho. Esto nos indicaría que una venda de 2.5 cm soportaba una 49 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo fuerza aproximada de 187 N, valor parecido al registrado en ensayos realizados en nuestro Laboratorio de Biomecánica Humana y Deportiva de la Universidad de CastillaLa Mancha (215 N). Estos valores son inferiores a los encontrados en ligamentos laterales del tobillo, que oscilan desde los 297 N que soporta el peroneoastragalino anterior hasta los 598 N del peroneocalcáneo (Funk y cols., 2000). Ésta es la causa de que algunos autores opinen que el mecanismo pueda no ser puramente mecánico ya que, en tal caso el vendaje debería soportar mayor fuerza que el ligamento (St Pierre y cols., 1983). Sin embargo, hay que tener en cuenta que en un vendaje funcional preventivo hay varias vendas activas que ejercen una acción sumativa para restringir el movimiento. Además, la fuerza que confieren las vendas activas se une a la acción de los ligamentos y músculos para proteger la articulación, provocando una acción mecánica de restricción de movimiento igual a la suma de todas las fuerzas que se oponen al movimiento lesional. La acción mecánica es, posiblemente, la principal causa del descenso en la incidencia de lesiones por la utilización de los vendajes. 2.2.2.2.- Exteroceptiva Es una característica propia de los vendajes funcionales, cuyas tiras traccionan del plano cutáneo, lo cual permite según Neiger (1990): − Aumentar el flujo aferente exteroceptivo. − Reforzar de forma intensa las informaciones de origen cutáneo, para una zona localizada, cuando se reproduce el mecanismo lesional. − Facilitar la actividad muscular subyacente, protectora de la recidiva lesional. La acción exteroceptiva depende, en gran medida, de la calidad de la adherencia de las vendas al plano cutáneo. Por lo que cuando las tiras se ponen en 50 Estado actual de conocimientos tensión y tiran de forma importante sobre la piel actúan como una señal de alarma que provoca una corrección de la posición. En este sentido cobra importancia la utilización del prevendaje exclusivamente en las zonas que haya que proteger de la fricción, para reducir lo menos posible la acción exteroceptiva. 2.2.2.3.- Propioceptiva La acción propioceptiva sucede cuando el vendaje provoca una tensión muscular, tendinosa o capsular que ocasiona un aumento del tono muscular de base y que puede mejorar la atención del sujeto (Neiger, 1990). Por lo tanto, el sujeto se haría consciente de los movimientos que realiza su articulación aumentando el control de la misma, sobre todo, debido a la acción compresiva del vendaje. Firer (1990) comenta que no todo el efecto que produce el vendaje es puramente mecánico sino que hay otros mecanismos que también colaboran para la protección del tobillo, entre los que destaca la acción propioceptiva. 2.2.2.4.- Psicológica El uso del vendaje da confianza al sujeto, incluso en situaciones en las que se ponen en duda el resto de acciones. Los vendajes funcionales dan sensaciones de comodidad y estabilidad, ligadas a los efectos mecánicos, exteroceptivos y propioceptivos. Según Neiger (1990) la práctica terapéutica demuestra que en ciertos lesionados se instaura un “acostumbrarse al vendaje”. Esta dependencia encontrada en los deportistas impone la necesidad de suprimir el vendaje cuando no sea necesaria la utilización. Por otro lado, en ciertos deportes, es posible colocar de forma sistemática un vendaje funcional con fin preventivo durante las competiciones o entrenamientos. Éste debe ser, siempre que sea posible, completado con sesiones de reforzamiento muscular 51 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo y propioceptivo, para evitar una disminución del control activo de la articulación cuando no se encuentra protegida por el vendaje. Bleak y Frederick (1998), analizaron los comportamientos supersticiosos de 107 deportistas de fútbol americano, gimnasia y atletismo. Un 39% de los jugadores de fútbol americano se vendaban pese a no estar lesionados y de los diez rituales más utilizados en este deporte, era el que se percibía como más efectivo. 2.2.3.- Restricción y fatiga La movilidad del tobillo puede ser medida de forma estática o dinámica dentro de un movimiento seleccionado, obteniendo valores diferentes en ambas situaciones. Medir el ROM de forma estática es relativamente sencillo con un goniómetro. Sin embargo, hacerlo de forma dinámica durante la práctica deportiva es complejo, puede interferir en la propia práctica y son necesarios instrumentos más sofisticados, como es el caso de las cámaras de alta velocidad o electrogoniómetros. En diversos estudios se ha comprobado la acción mecánica de los vendajes mediante la restricción del ROM, sobre todo, en los movimientos de inversión y extensión, debido a que una combinación de ambos se relaciona con el mecanismo más habitual de lesión del tobillo (Tabla 2.5). Los autores coinciden en que una vez colocado el vendaje, el ROM del tobillo se reduce, por lo que el tobillo queda protegido de movimientos extremos. Alt y cols. (1999) compararon dos tipos de material (ambos no elásticos pero de diferentes casas comerciales) y dos técnicas (una estándar y otra más corta). Con ambas técnicas se redujo de forma significativa el ROM del tobillo durante 52 Estado actual de conocimientos inversiones repentinas, con la estándar un 42 y un 41% dependiendo del material y con la corta un 27 y un 30%. 53 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo AUTOR (AÑO) Delacerda (1978) Fumich y cols. (1981) Gross y cols. (1987) Greene y Hillman (1990) Gehlsen y cols. (1991) Wilkerson (1991) Martin y Harter (1993) Gross y cols. (1994) Gross y cols. (1994) Bruns y cols. (1995) Paris y cols. (1995) Metcalfe y cols. (1997) Lohrer y cols. (1999) Meana y cols. (2008) MOVIMIENTO SIN VENDAJE ANTES DEL EJERCICIO SIG DESPUÉS DEL EJERCICIO SIG inversión 29.01 ± 29.58 18.29 ± 2.46 ** 26.17 ± 3.67 ns extensión 44.12 ± 4.03 29.21 ± 3.65 ** 42.04 ± 5.80 ** inversión 30.60 19.00 24.25 eversión 24.18 19.00 20.80 flexión 24.40 18.60 23.40 extensión 45.50 31.50 38.30 inversión 53.37 ± 11.19 35.20 ± 12.08 * 40.40 ± 12.07 * eversión 43.52 ± 11.00 36.65 ± 9.19 * 35.00 ± 8.69 ns inversión 77.89 ± 9.09 42.2 ± 3.98 ** 75.54 ± 8.45 ** eversión 52.82 ± 5.96 35.05 ± 3.60 ** 50.71 ± 5.67 ** total 130.71 ± 12.24 77.25 ± 6.71 ** 126.25 ± 11.69 ** extensión 38.6 ± 6.1 32.6 ± 7.6 * TIEMPO PARA FATIGA 120 min 180 min (fútbol americano) aprox 20 min flexión 12.7 ± 4.9 9.7 ± 3.9 * 44.63 ± 5.94 26.10 ± 5.14 *** 37.90 ± 5.94 *** 44.50 ± 6.24 23.33 ± 4.92 *** 34.07 ± 5.63 *** 39.83 ± 4.59 24.03 ± 5.18 *** 31.37 ± 5.87 *** 39.87 ± 4.49 15.97 ± 4.39 *** 23.33 ± 5.89 *** 15.0 ± 4.8 10.7 ± 2.1 * 14.8 ± 2.9 ** 18.1 ± 5.3 12.0 ± 4.2 *** 15.4 ± 6.5 * inversión 59.5 ± 14.7 48.7 ± 12.6 * 54.0 ± 12.4 * eversión 56.5 ± 7.4 42.3 ± 7.7 * 46.0 ± 8.5 ns inversion (tecnica estándar) inversión (técnica modificada) extensión (técnica estándar) extensión (técncia modificada) inversión caminando a 6.4 km/h inversión caminando a 14.5 km/h 180 min 180 min (fútbol americano) 20 min aprox 20 min pronación 47.84 ± 12.43 39.13 ± 10.08 * 43.54 ± 10.89 * supinación 51.91 ± 10.49 34.66 ± 10.67 * 39.36 ± 10.31 * rotación interna 20.2 ± 4.5 15.1 * rotación externa 18.75 ± 6.74 14.6 * extensión 36.2 ± 6.52 23.6 * flexión 29.45 ± 6.1 23.2 * inversión 41.5 ± 8.2 28.7 ± 6.9 *** 35.2 ± 8.0 *** eversión 36.1 ± 7.3 24.8 ± 6.3 *** 29.3 ± 6.4 *** extensión 45.0 ± 7.0 25.6 ± 5.9 *** 32.5 ± 5.6 *** 18.6 ± 8.3 *** aprox 20 min 60 min flexión 24.9 ± 10 20.2 ± 7.7 ** extensión 42.10 ± 5.16 36.57 ± 3.68 ns flexión 51.97 ± 5.07 43.35 ± 5.05 * inversión 34.05 ± 11.48 26.43 ± 9.94 * eversión 14.63 ± 2.15 12.20 ± 1.46 * inversión 22 ± 7 14 ± 5 ** 20 min 11 ± 4 ** eversión 7±2 7±3 ns 6±4 ns extensión 52 ± 9 33 ± 10 *** 50 ± 17 *** flexión 24 ± 8 16 ± 6 - 13 ± 7 - inversión 28.3 ± 6.3 10.1 ± 5.4 *** 19.1 ± 5.8 *** eversión 14.7 ± 3.5 6.0 ± 3.3 *** 10.1 ± 2.6 * extensión 64.7 ± 6.6 26.5 ± 8.0 *** 44.7 ± 11.3 *** flexión 19.6 ± 5.9 9.9 ± 6.8 *** 14.6 ± 6.6 *** 20 min 30 min Tabla 2.5: Estudios que analizan la restricción del movimiento y la fatiga de los vendajes funcionales preventivos de tobillo (SIG = significación estadística; ns = no significativa; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001). 54 Estado actual de conocimientos Se han encontrado diferencias entre la medición de la restricción pasiva del tobillo en reposo (medición estática pasiva) y de forma activa (medición dinámica) durante una acción deportiva (Meana y cols., 2008). En mediciones dinámicas ha habido resultados diversos en cuanto a la restricción que provocan los vendajes. Meana y cols. (2008) analizaron el ROM del tobillo durante un cambio de dirección y observaron que solamente había diferencias por la utilización del vendaje en la inversión durante la fase de frenado. Martin y Harter (1993) mostraron que el vendaje restringía el ROM dinámico del tobillo durante la marcha (6.5 km/h) y la carrera (14.5 km/h). En esta misma línea, Laughman y cols. (1980) observaron que los vendajes limitaban el ROM en algunas fases de la marcha (caminando a 4.5 km/h). Por otro lado, Lindley y Kernozek (1995) encontraron que el vendaje no modificaba el ROM en flexión plantar y dorsal del tobillo durante sprints de 36.56 m, por lo que recomendaban el uso de los vendajes funcionales cuando fuera necesario, debido a que no modificaban la eficacia durante la carrera. La fatiga del vendaje o pérdida de las propiedades mecánicas durante su uso es otro aspecto que ha sido ampliamente estudiado. La mayoría de los autores coinciden en que el vendaje se fatiga como cualquier otro material y que con el tiempo pierde parte de las propiedades para las que ha sido confeccionado, reflejándose en cambios en el ROM (Tabla 2.5). Diversos estudios establecen la barrera a partir de la cual el vendaje pierde gran parte de sus propiedades mecánicas en los 20 minutos de ejercicio y por lo tanto debería reforzarse o sustituirse cada cierto tiempo (Greene y Hillman, 1990, Gross y cols. 1994 Hume y Gerard, 1998). Rarick y cols. (1962) y Metcalfe y cols. (1997) encontraron que la mayor fatiga del vendaje se producía en los primeros 10 minutos de ejercicio. 55 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Meana y cols. (2008) observaron que el vendaje se fatigó en torno al 48% después de 30 minutos de ejercicio intenso, midiendo la restricción pasiva en reposo mediante un goniómetro manual. Sin embargo, estos mismos autores también midieron el ROM del tobillo de forma dinámica durante un cambio de dirección, y vieron que la restricción inicial en la inversión desaparecía después de los 30 minutos de ejercicio. Por otro lado, Martin y Harter (1993) encontraron que después de 20 minutos de ejercicio intenso el vendaje seguía manteniendo parte de la restricción en el tobillo al analizar la marcha y la carrera. Greene y Hillman (1990), en un estudio realizado con un equipo de voleibol, encontraron que después de 20 minutos de ejercicio el vendaje había perdido gran parte de la restricción inicial que poseía. Después de 180 minutos de práctica deportiva el vendaje había pasado de restringir el 41% a tan solo restringir el 15% de la movilidad inicial. En un estudio similar pero con un equipo de fútbol, Fumich y cols. (1981) observaron que la restricción del ROM se redujo desde el 30% hasta el 15% después de tres horas de practicar fútbol americano y Myburgh y cols. (1984) registraron una fatiga del vendaje desde una restricción inicial del 30% al 10% después de una hora de practicar squash. En la fatiga del vendaje funcional preventivo influyen algunas características individuales, como es el caso del tipo de pie o la altura. Los sujetos altos de pies cavos los desgastan en mayor medida que los bajos de pies planos (Meana, 2002) por lo que deberían reconstruirlo con mayor frecuencia. También ha sido estudiada la influencia del prevendaje en la fatiga del vendaje. Al contrario de lo que cabría esperar, se registró una menor fatiga del vendaje después de dos horas de ejercicio con el uso de prevendaje 56 Estado actual de conocimientos que cuando se colocaba directamente sobre la piel (Delacerda, 1978). Los resultados de Delacerda podrían obedecer a que el prevendaje, al separar la piel del vendaje, además de evitar las acciones exteroceptivas y propioceptivas, también limitaría la acción mecánica de restricción y por ello es lógico que al estar menos sometido a tracciones, se fatigara menos. 2.2.4.- Pérdida de eficacia La influencia que el vendaje funcional preventivo puede tener sobre el rendimiento es un aspecto fundamental para considerar su utilización en la competición. Aunque el vendaje puede prevenir lesiones, muchos deportistas piensan que desciende el rendimiento, lo que hace que sean reticentes a su utilización, pese a la protección que provoca (Pienkowski y cols., 1995). Hay discrepancia entre los autores que analizan la influencia que tiene el vendaje sobre el rendimiento (Tabla 2.6). Estos trabajos se centran principalmente en el estudio de su posible descenso, como por ejemplo, en la capacidad de salto o en el tiempo en realizar un determinado circuito. Unos estudios encuentran que los vendajes no influyen sobre el rendimiento mientras que otros observan un efecto adverso. Ninguno de los trabajos muestra una mejora del rendimiento con la utilización de los vendajes, pese a que en un estudio cualitativo realizado por Hunt y Short (2006), un 34.2% de los sujetos entrevistados afirmaban que el vendaje les ayudaba a mejorar el rendimiento (contrariamente a lo expuesto por Pienkowski y cols. (1995)). 57 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo AUTOR (AÑO) Burks y cols. (1991) PRUEBA (VARIABLE) % DESCENSO RENDIMIENTO SIG Salto vertical (altura) 4.0 * 10 yardas carrera lanzada (tiempo) 1.6 * 40 yardas sprint (tiempo) 3.5 * Salto horizontal (longitud) - ns 50 yardas (velocidad) 0.2 ns Nelson Test de equilibrio (tiempo) 3.1 ns Test de agilidad SEMO (tiempo) 1.6 ns Salto vertical (altura) 2.4 ns Fuerza inversión (promedio) 6.9 ns Fuerza inversión (pico) 7.7 ns Fuerza eversión (promedio) 1.6 * Fuerza eversión (pico) 4.0 * Equilibrio (fuerzas mediolaterales) 42.9 * Tocar el suelo (número de veces) 536.4 * Salto vertical (altura) 1.6 * Lanzamiento en salto (distancia) 9.1 ns Recorrer distancias cortas (tiempo) 2.9 ns 40 yardas sprint (tiempo) 0.2 ns Salto vertical (altura) 2.9 ns Carrera de agilidad (tiempo) - ns Salto vertical (altura) 4.6 *** Test de agilidad SEMO (tiempo) 2.7 *** Amortiguación máxima (2º pico fuerza) 2.6 ns Amortiguación rígida (2º pico fuerza) 14.9 ns Vendaje 1: salto vertical (altura) - ns Vendaje 1: tiempo en realizar un circuito (s) - ns Vendaje 2: salto vertical (altura) - ns Vendaje 2: tiempo en realizar un circuito (s) - *** Tiempo en realizar un circuito (s) 1.9 ns Tiempo en realizar una finta (s) 2.4 ns Paris (1992) Paris and Sullivan (1992) Bennell y Goldie (1994) Mackean y cols. (1995) Verbrugge (1996) Metcalfe y cols. (1997) Rieman y cols. (2002) Barceló (2004) Meana y cols. (2005) Tabla 2.6: Estudios sobre los posibles descensos del rendimiento con la utilización del vendaje funcional de tobillo. (SIG = Significación estadística; ns = no significativa; * = p<0.05; *** = p<0.001). 58 Estado actual de conocimientos 2.2.5.- Influencia del vendaje en el equilibrio Los estudios de equilibrios utilizan el recorrido del centro de presiones para evaluar el rendimiento en los tests. Un recorrido menor, o menor área de barrido, indica un mejor resultado (Feuerbach y Grabiner, 1993; Friden y cols., 1989; Hertel y cols., 1996; Kinzey y cols., 1997). Menores valores en el equilibrio y control postural se han relacionado con un incremento en el riesgo de lesión del tobillo (Tropp y cols., 1984). Sin embargo, hay autores que utilizaban técnicas más rudimentarias y menos precisas en la evaluación, cómo contar las veces que el sujeto necesitaba reequilibrarse (Bennell y Goldie, 1994) o contar el tiempo que el sujeto permanecía sobre una barra fija (Paris, 1992). Hay controversia respecto al efecto del vendaje funcional preventivo de tobillo sobre el rendimiento en tests de equilibrio. Paris (1992) no encontró diferencias con y sin vendaje al realizar tests de equilibrio estático y dinámico. Sin embargo, Bennell y Goldie (1994) concluían que el vendaje afectaba de forma adversa al control postural, en un test de apoyo monopodal con los ojos cerrados y las manos en la cintura, debido a un incremento en las fuerzas medio-laterales y en la frecuencia de tocar el suelo para reequilibrarse con el vendaje. Aunque estos resultados podrían sugerir que el vendaje tuvo un efecto adverso sobre el control postural, se debe tener precaución al interpretarlos, ya que las variables que se tuvieron en cuenta en este estudio no son las más habituales ni las más representativas de los estudios de equilibrio. Feuerbach y Grabiner (1993) observaron que el uso de la ortesis Aircast Air-Stirrup mejoró el control postural por una reducción de algunas componentes del recorrido del centro de presiones. Esto nos lleva a pensar que los vendajes funcionales, que tienen una mayor acción exteroceptiva y propioceptiva por estar adheridos a la piel y traccionar de la 59 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo misma, también podrían tener una influencia positiva sobre el control postural al analizar este tipo de variables. 2.2.6.- Influencia del vendaje en la capacidad de amortiguación En este apartado se van a describir las características generales de las amortiguaciones de caídas, sus principales riesgos y, por último, cómo influyen los vendajes en estos movimientos. 2.2.6.1.- Características generales de las amortiguaciones de caídas Los aterrizajes de caídas tienen importancia por el riesgo de lesión que conllevan y algunos autores los sitúan como la principal causa de lesión en determinados deportes (Ozgüven y cols., 1988). Por ejemplo, en baloncesto y voleibol, entre el 58% y el 63% de las lesiones se producen durante los aterrizajes de los saltos (Henry y cols., 1982; Zelisco y cols., 1982; Gray y cols., 1985; Richie y cols., 1985; Gerberich y cols., 1987). Se pueden dar dos formas diferentes de caer que han sido ampliamente estudiadas. Variantes con un pie (Hargrave y cols., 2003; Chaudhari y cols., 2005; Zazulak y cols., 2005) y con dos pies a la vez (Zhang y cols., 2000; Bauer y cols., 2001; Self y cols., 2001; Cowling y cols., 2003; Pflum y cols., 2004; Chappell y cols., 2005; Hewett y cols., 2005; Kernozek y cols., 2005). Los aterrizajes tocando el suelo con los dos pies a la vez son frecuentes en muchos deportes, por ejemplo Tillman y cols. (2004), en un estudio con cuatro equipos de voleibol femenino mostraron que el 56% de los aterrizajes durante un partido se daban cayendo con los dos pies a la vez, mientras que el resto se realizaba cayendo con un solo pie (en torno al 30% el derecho y al 15% el izquierdo). 60 Estado actual de conocimientos Gracias a las plataformas de fuerzas, cámaras de alta velocidad, electrogoniómetros y registros electromiográficos entre otros, hoy en día empieza a conocerse la biomecánica del aterrizaje de las caídas. Si analizamos las fuerzas de reacción en un aterrizaje con los dos pies a la vez, encontramos una gráfica similar a la que se puede apreciar en la Figura 2.11. Se dan dos picos de fuerza que suceden en los primeros 40 ms. El primero (F1), algo inferior, se relaciona con la llegada al suelo de las cabezas de los metatarsos (Figura 2.12). El segundo (F2), que en ocasiones puede superar las 10 veces el peso corporal (Body Weights = BW), está relacionado con la llegada al suelo del talón (Figura 2.12). Los instantes en los que aparecen estos picos corresponden a momentos en los que las fuerzas de reacción del suelo son transmitidas a lo largo de las estructuras anatómicas por todo el cuerpo. Un tercer pico (F3), de mucho menor nivel (unas 2 BW), suele aparecer cerca de los 150 ms y guarda relación con el ángulo máximo de flexión de tobillos e inicio del levantamiento de los talones del suelo, mientras las rodillas siguen flexionándose. 61 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo FUERZAS DE REACCIÓN EN LA AMORTIGUACIÓN DE LA CAÍDA Fuerza Vertical (BW) 8 F2 F1 6 4 F3 2 0 0 35 70 105 140 175 210 245 Tiempo (ms) FIGURA 2.11: Gráfica representativa de las fuerzas de reacción verticales en la amortiguación de una caída desde 0.75 m. La gráfica se ha obtenido con una plataforma de fuerzas piezoeléctrica Kistler 9281 C. (F1 = primer pico de fuerza; F2 = segundo pico de fuerza; F3 = tercer pico de fuerza). FIGURA 2.12: Instantes en los que suceden los dos primeros picos de fuerza en la amortiguación de una caída desde 0.75 m. El primer pico relaciona con el impacto de las cabezas de los metatarsos (izquierda) y el segundo con el impacto del talón (derecha). Las imágenes han sido obtenidas a 1000 Hz con una cámara de alta velocidad, Redlake MotionScope M1, sincronizada con una plataforma de fuerzas, en ensayos realizados en el Laboratorio de Biomecánica Humana y Deportiva de la Universidad de Castilla-La Mancha. 62 Estado actual de conocimientos 2.2.6.2.- Riesgo de lesión en las amortiguaciones En la bibliografía se apoya la idea de que la forma en que el sujeto absorbe la energía durante la amortiguación de la caída de un salto va a condicionar que ésta sea más o menos peligrosa (McNitt-Gray, 1991; McNitt-Gray, 1993; McNair y cols., 2000; Onate y cols., 2001; Cowling y cols., 2003; James y cols., 2003; Devan y cols., 2004; Tillman y cols., 2004). Este hecho es importante, porque resalta la capacidad que tiene el ser humano de protegerse activamente (mediante una técnica adecuada) del riesgo implícito de lesión en las caídas. Así, algunos autores incluso llegan a realizar intervenciones en el marco escolar para evaluar hasta qué punto se puede disminuir el riesgo de lesión después de un aprendizaje técnico (Pittenger y cols., 2002; Prapaverssis y cols., 2003; McKay y cols., 2005). Las intervenciones profilácticas han empezado a estudiarse por autores como McNair y cols. (2000), Onate y cols. (2001), Prapavessis y cols. (2003) y Mckay y cols. (2005). Onate y cols. (2001), en un estudio realizado con 63 sujetos, encontraron que el grupo al que le aportaban feedback reducía los picos de fuerza vertical de una forma significativa. Prapavessis y cols. (2003), en una investigación realizada con 61 niños (con una edad media de nueve años) que caían desde una altura de 0.3 m, encontraron reducción del pico de fuerza vertical en el grupo que recibía instrucciones. Cowling y cols. (2003) concluyen que ciertas instrucciones de activación muscular, previas a una amortiguación, no reducen el riesgo de lesión del ligamento cruzado anterior (ACL). Las lesiones de cruzado anterior son más frecuentes en mujeres que en hombres y en ellas el mecanismo de lesión guarda relación con la activación electromiográfica de los músculos agonistas y antagonistas de las extremidades inferiores en los aterrizajes. 63 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo También han sido estudiados otros aspectos de las caídas como es la influencia de la fatiga en la amortiguación o los mecanismos de lesión en los aterrizajes. Madigan y cols. (2003) encontraron un descenso significativo del 12% en F2 después de fatigar los músculos de las extremidades inferiores por medio de series que combinaban dos amortiguaciones y tres sentadillas. No obstante, no hemos encontrado en la bibliografía estudios donde se fatigue a los músculos con otros tipos de ejercicios diferentes. Gruneberg y cols. (2003), forzando el tobillo en una caída sobre un plano inclinado, encontraron que se activaban en mayor medida los peroneos, mientras que en las amortiguaciones sobre planos horizontales era el tríceps sural el que poseía mayores valores. Hay que tener en cuenta que en algunos deportes, como el baloncesto o el voleibol, son frecuentes las caídas pisando el pie de un compañero o contrario. Entre las lesiones en cuyo mecanismo están involucrados los aterrizajes está la rotura del ACL (Yu y cols., 2002a; Yu y cols., 2002b; Chappell y cols., 2005; Chaudhari y cols., 2005; Hewett y cols., 2005). Dos tercios de estas lesiones suceden durante la amortiguación de una caída (Zazulak y cols., 2005). Este hecho es particularmente importante en las mujeres deportistas, en las que se describen diferentes factores que incrementan el riesgo de sufrir lesiones en la amortiguación de caídas (Tabla 2.7). En fútbol este riesgo es de dos a tres veces mayor que en hombres y en baloncesto llega a ser de cinco a ocho veces mayor (Zazulak y cols., 2005). 64 Estado actual de conocimientos AUTOR Hewett y cols. (1996) Nº SUJETOS EDAD (AÑOS) CARACTERÍSTICAS ALTURA DE CAÍDA 11 M y 9 H M = 15.0 ± 0.6 H = 15.0 ± 0.3 Jugadores de voleibol Cowling y cols. (2001) 11 M y 7 H 22.6 ± 2.5 Chappell y cols. (2002) 10 M y 10 H M = 21.0 ± 1.7 H = 23.4 ± 1.1 Fagenbaum y cols. (2003) 8My6H - 47 M y 34 H M = 16.0 ± 0.2 H = 16.0 ± 0.2 Ford y cols. (2003) Físicamente activos Atletas recreacionales practicaban A.F. 3 dias a la semana Jugadores de baloncesto universitarios Jugadores de baloncesto Atletas recreacionales M = 21.7 ± 2.1 practicaban A.F. 3 dias a la H = 23.7 ± 0.8 semana M = 23.6 ± 1.76 Atletas recreacionales H = 24.5 ± 2.26 universitarios TIPO DE MEDICIÓN SIG MAYOR RIESGO Previo salto máximo Cinética *** Hombres Previo salto máximo Cinemática Cinética Electromiografía ns ns * Mujeres Previo salto máximo Cinética Cinemática *** *** Mujeres 25.4 y 50.8 cm Electromiografía Cinemática ns * Hombres Drop Jump (31 cm) Cinemática Cinética ** ns Mujeres Previo salto máximo Cinemática *** Mujeres 60 cm Cinemática Cinética * * Mujeres Chappell y cols. (2005) 10 M y 10 H Kernozek y cols. (2005) 15 M y 15 H Swartz y cols. (2005) 4 grupos (15 G, 15 B, 14 M y 14 H) G = 9.2 ± 1.0 B = 9.41 ± 0.9 M = 24.2 ± 2.2 H = 23.5 ± 3.2 Físicamente activos Previo salto al 50% de la altura alcanzada en un salto máximo Cinética ns No diferencias Yu y cols. (2005) 30 M y 30 H 11 a 16 Practicaban fútbol 2 o 3 veces a la semana Previo salto máximo Cinemática *** Mujeres - Jugadores de futbol de 1ª división y atletas universitarios 30.5 y 45.8 cm Electromiografía * Mujeres Zazulak y cols. (2005) 13 M y 9 H Tabla 2.7: Estudios que analizan las diferencias de sexo en las amortiguaciones de caídas. (H = hombres; M = Mujeres; G = Niñas; B = Niños; A.F. = actividad física; SIG = significación estadística; * = p < 0.05; ** = p < 0.01; *** = p < 0.001; ns = no significativas). El mayor riesgo para la lesión del ACL durante la caída se da en el primer 25% del tiempo de la amortiguación, cuando la rodilla tiene una flexión entre 33º y 48º, soportando la mayor tensión el ligamento sobre los 0.040 s, instante en el que se da también F2 (Pflum y cols., 2004). Así, el comportamiento cinético recogido en las fuerzas de reacción verticales del suelo, va a guardar relación con los tiempos en los que el ACL va a ser solicitado al máximo. Hemos encontrado trabajos que relacionan un valor alto en F2 con una mayor tensión en el ACL (Pflum y cols., 2004; Hewett y cols., 2005). Hewett y cols. (2005) encontraron valores en las fuerzas de reacción verticales un 20% superiores en mujeres que posteriormente tuvieron lesiones en el ACL. En los estudios sobre los mecanismo de rotura del ACL predominan los análisis cinemáticos (Decker y cols., 2003; Hargrave y cols., 2003; Kernozek y cols., 2005; Pflum y cols., 2004) y de activación muscular (Colby y cols., 2000; Cowling y cols., 2003; Kain y cols., 1998; Malinzak y cols., 2001; Pflum y cols., 2004; Zazulak y 65 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo cols., 2005). No hemos encontrado estudios que comparen, según el sexo, las fuerzas de reacción en diferentes tipos de caídas. Finalmente, aun sin considerar el riesgo de lesión del ACL, el estudio de las fuerzas de reacción verticales en la amortiguación de caídas es interesante desde la perspectiva de que la mejor amortiguación será aquella que menores valores obtenga en los picos de fuerza, por la posibilidad de que si estos fueran demasiado altos podrían estar involucrados en diferentes mecanismos de lesión por impacto y transmisión de fuerzas y vibraciones a través de la cadena cinética del sistema ostemuscular. 2.2.6.3.- Influencia del vendaje en la amortiguación Los vendajes funcionales preventivos de tobillo, que son frecuentemente usados en deportes donde abundan los saltos podrían, aun cubriendo bien la función para la que fueron fabricados, promover la aparición de nuevas y diferentes lesiones en la caída de saltos al interferir en la capacidad de amortiguación de las articulaciones del tobillo y pie (Alt y cols., 1999). En este sentido, mediante el estudio de las fuerzas de reacción verticales del suelo se puede observar si las limitaciones en el ROM de la flexoextensión y la inversión-eversión, que aportan los vendajes, pudieran tener efecto sobre el impacto recibido en las caídas de saltos que parten del suelo o desde superficies elevadas (Riemann y cols., 2002; Yi y cols., 2003 Barceló, 2004). Concretamente en el segundo pico de la gráfica fuerza-tiempo, que es el valor más alto de las fuerzas de reacción verticales durante la amortiguación y que ha sido relacionado por diferentes autores con el origen de algunas lesiones (Mizrahi y Susak, 1982; Dufek y Bates, 1991; McNair y Marshall, 1994). 66 Estado actual de conocimientos Yi y cols. (2003) encontraron incrementos en los picos de fuerza en la amortiguación de caídas desde 0.4 m con la utilización de los vendajes, que explicaban por la menor activación que presentaba el sóleo y, por lo tanto, la menor absorción de las fuerzas durante el inicio de la amortiguación. Riemann y cols. (2002), en amortiguaciones desde 0.6 m, no encontraron diferencias en los picos de fuerza con los vendajes, pero sí observaron que se adelantaba la aparición del segundo pico de fuerza. Esta alteración sugiere que durante actividades dinámicas, las estructuras músculoesqueléticas tienen menos tiempo para reducir el impacto durante la amortiguación. En este mismo sentido McCaw y Cerullo (1997) registraron con la utilización de vendajes una reducción del ROM en la flexión de tobillo y una reducción de la velocidad angular durante la amortiguación de caídas desde 0.6 m. Esto nos indicaría que la utilización de los vendajes podría afectar de forma negativa en la amortiguación de caídas desde superficies elevadas. En amortiguaciones de saltos, algunos autores, no han registrados diferencias en las fuerzas de reacción por la utilización de los vendajes, ni en el valor de los picos ni en el instante en el que sucedían (Hopper y cols., 2005; Sacco y cols., 2004). Tampoco se han encontrado diferencias en la activación de gemelos, tibial anterior y peroneos (Hopper y cols., 2005). Sin embargo, Barceló (2004) encontró incrementos en el segundo pico de fuerza con la utilización de dos vendajes preventivos, mientras que este parámetro no se vio modificado cuando utilizaba un vendaje terapéutico. Al contrario de lo esperado, cuando analizó el tiempo desde el inicio de la amortiguación hasta el segundo pico de fuerza, los vendajes preventivos no obtuvieron diferencias con respecto a la situación sin vendaje y el vendaje terapéutico mostró valores más elevados. 67 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 2.2.7.- Influencia en otros aspectos de la biomecánica Hay desacuerdo en cuanto a la influencia del vendaje sobre la propiocepción del tobillo. Por un lado, se ha encontrado que el vendaje mejora la propiocepción (Heit y cols., 1996; Robbins y cols. 1995; Alt y cols., 1999) que según Robbins y cols. (1995) paliaría el efecto adverso que provoca el calzado deportivo en este aspecto. Por otro lado, hay algunos estudios que no observan influencia del vendaje sobre estos aspectos (Allison y cols., 1999; Hubbard y Kaminski, 2002; Kaminski y Gerlach, 2001). En este sentido, Refshauge y cols. (2000) no encontraron que los tobillos inestables tuvieran falta de propiocepción, medida como la reproducción pasiva de un movimiento de flexo-extensión de tobillo, ni tampoco que el vendaje mejorara la reproducción de estos movimientos. Allison y cols. (1999) realizaron dos tipos de vendaje, uno que restringía de forma mecánica el movimiento por el que se producen los esguinces y otro simplemente compresivo (para eliminar la acción mecánica) y vieron que ninguno de los dos influía en la respuesta de los peroneos a la inversión rápida en sujetos sanos. Sin embargo, en un estudio realizado en sujetos con inestabilidad en el tobillo de Karlsson y Andreasson (1992) hallaron que el vendaje reducía el tiempo de respuesta de los peroneos. Encontramos dos estudios, con dispar resultado, que analizaron cómo influyeron los vendajes funcionales en la fuerza que realiza la musculatura que atraviesa el tobillo. Por un lado, Paris y Sullivan (1992) observaron que el vendaje no modificó la fuerza realizada por la parte inferior de la pierna en la inversión y eversión del tobillo, en un test isométrico con el tobillo colocado en posición neutra. Por otro lado, Gehlsen y cols. (1991) encontraron que la utilización del vendaje redujo la fuerza que aplicaba el 68 Estado actual de conocimientos tobillo en movimientos de extensión sobre un isocinético a 30, 120 y 180 º/s, mientras que en el momento de fuerza de la flexión, pese a encontrar una tendencia a ser menor, no se registraron diferencias significativas. Contrariamente a lo que esperaban, Kaminski y Gerlach (2001) observaron que ni el vendaje ni un soporte de neopreno mejoraron la kinestesia del tobillo, reproduciendo posiciones a 10º de eversión, neutral a 0º, 20º y 30º de inversión. En un estudio posterior, Hubbard y Kaminski (2002) encontraron que el vendaje no modificó la reproducción de un movimiento pasivo de inversión y eversión a 0.5 º/s. Otros autores han encontrado aspectos que mejoran por la utilización de los vendajes. Alt y cols. (1999) observaron que el vendaje incrementó la activación electromiográfica relativa. Esto, junto al aumento de la temperatura de la piel provocaría que las estructuras estuvieran en mejores condiciones para responder a las solicitaciones mecánicas. El estudio e investigación de la biomecánica de los vendajes funcionales, ha de permitir en los próximos años conocer con mayor precisión hasta qué punto podrían llegar a limitar el rendimiento o favorecer la aparición de nuevas lesiones, para restringir su uso sólo en los casos indicados y conocer más profundamente las modificaciones que el vendaje va a producir en la técnica deportiva. 69 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 2.3.- TIPOS DE FABRICACIÓN BÁSICOS Para la confección de los vendajes funcionales preventivos de tobillo se usan diferentes tipos de vendas: no elásticas, elásticas o incluso una combinación de ambas. En este apartado se van a describir las características de cada una de ellas y las propiedades de los vendajes resultantes. Los datos de los ensayos mecánicos que aparecen en este apartado han sido realizados con vendas no elásticas (Strappal. BSN medical. Vibraye, Francia) y elásticas (Tensoplast Sport. BSN Medical. Vibraye, Francia) en el Laboratorio de Biomecánica Humana y Deportiva de la Universidad de Castilla-La Mancha de Toledo. El vendaje es una técnica muy antigua. Ya en papiros de Smith y Eber, de más de 3000 años de antigüedad, se muestra cómo se aplicaban en esos tiempos trozos de lino impregnados de resinas, y por tanto adhesivos, para la constricción de las heridas (Montag y Asmussen, 1992). En un principio, el objetivo de los vendajes funcionales fue la curación de las lesiones, pero más adelante se utilizaron para la prevención, cobrando importancia la protección de una estructura sana, minimizando el riesgo de lesiones y sin comprometer la función fisiológica de la articulación. Por ejemplo, en los primeros Juegos Olímpicos de la era moderna, celebrados en Atenas en 1896, eran utilizados por los boxeadores para proteger las articulaciones de sus dedos (Bové, 2005). El mayor auge de los vendajes funcionales tuvo lugar hacia 1930, proveniente de Estados Unidos y respaldado por la multinacional americana Cramer que difundió la prevención de las lesiones por medio de este método. El deporte pionero, donde se iniciaron las técnicas de vendaje de prevención en las extremidades inferiores, fue el 70 Estado actual de conocimientos baloncesto. Hacia mediados de los 60 fueron los propios jugadores de baloncesto los encargados de importar a Europa estas técnicas provenientes de Estados Unidos (Bové, 2005). Al principio, la técnica más utilizada fue el Basket-Wave, consistente en la estabilización de la articulación mediante tiras activas intercaladas. Posteriormente a esta técnica se le añadieron tiras activas para provocar una mayor restricción en los movimientos deseados. En España, uno de los pioneros de los vendajes funcionales fue el podólogo Aymami. En las décadas de los 70 y 80, antes de que aparecieran los manuales que actualmente se utilizan de Neiger (1990) y Bové (2005), ya realizaba de forma habitual vendajes funcionales de tobillo. Aymami utilizaba una técnica algo diferente a la descrita por Neiger y Bové, que se apoyaba su experiencia profesional. Recalcaba la importancia de colocar el vendaje directamente sobre la piel, sin utilizar prevendaje. No utilizaba anclajes y reducía el número de tiras activas. Colocaba dos tiras verticales para estabilizar la articulación y otras dos tiras activas (sin llegar a ser figuras en ocho) que limitaban el movimiento de extensión e inversión. No rasuraba a los pacientes, debido a que decía que el pelo actuaba de capa protectora de la piel y reducía las posibles irritaciones por la tracción del vendaje. Posteriormente se ha visto la importancia que tiene colocar el vendaje directamente sobre la piel para mejorar las sensaciones exteroceptivas y propioceptivas y para incrementar la acción mecánica, así como no acumular excesivo número de tiras que puedan perjudicar la funcionalidad del vendaje. No se tiene constancia de que Aymami dejara documentos escritos sobre su forma de trabajar; lo que aquí se ha explicado de él es una síntesis de conversaciones mantenidas con personas que estuvieron en contacto con Aymami (Rafael Martín Acero y Jaume Campderrós). 71 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 2.3.1.- Con vendas no elásticas: El primer vendaje funcional considerado como tal fue realizado con un material no elástico llamado Leukoplast por Beiersdorf en el año 1892 y Gibney desarrolló el primer vendaje funcional de tobillo con una técnica que posteriormente ha continuado utilizándose, con diversas modificaciones, a lo largo del tiempo. En un principio esta técnica solamente se centró en la estabilización de la articulación. Más adelante, debido a la necesidad de limitar determinados movimientos, por las solicitaciones que se requieren en algunos deportes, la técnica fue modificada incrementando la restricción de los movimientos que mayor riesgo de lesión tenían (Montag y Asmussen, 1992). 2.3.1.1.- Propiedades de los materiales no elásticos Los materiales no elásticos permiten deformaciones muy limitadas. Tradicionalmente son los más utilizados para la confección de los vendajes funcionales preventivos en cualquier articulación. De hecho, todos los artículos que hemos consultado donde se analizan el ROM o la fatiga en vendajes funcionales de tobillo utilizan materiales no elásticos, bien de forma exclusiva o en combinación con materiales elásticos. El material que se utiliza para la confección del vendaje es el Tape, una venda no elástica y rígida (tanto a lo largo como a lo ancho) con material adhesivo en su cara interna, y que se trata de una variante del esparadrapo clásico (Bové, 2005). Principalmente, hay dos laboratorios que comercializan las vendas para la realización de este tipo de vendajes. El laboratorio de Beiersdorf (Hamburgo, 72 Estado actual de conocimientos Alemania), que la denomina Leukotape y la presenta con anchuras de 2, de 3.75 y de 5 cm y con una longitud de 10 m. La anchura de 3.75 cm es la más utilizada para la realización de los vendajes funcionales preventivos de tobillo (Bove, 1989 y Neiger, 1990). Por otro lado el laboratorio de Smith & Nephew (Londres, Inglaterra) la denomina Strappal y la comercializa con unas medidas en anchura de 2.5 y de 4 cm y con una longitud de 10 m. La anchura de 4 cm es la más utilizada para la realización de los vendajes funcionales preventivos de tobillo (Bove, 1989 y Neiger, 1990). Ambos laboratorios usan viscosa impregnada en caucho de cinc para fabricar las vendas. Como resultado obtienen una tira de color blanco, fuertemente adhesiva, permeable al aire, con gran resistencia a la tracción y fácil de rasgar. Estas vendas presentan una curva de esfuerzo-deformación desplazada hacia la izquierda respecto a las vendas elásticas (Figura 2.13), con un modulo de Young mayor (2.98 MPa), un punto de tensión máxima más elevado (20.28 MPa) y poseen una elongación en el punto de máxima tensión menor (6.8%). Las vendas elásticas en la realización del vendaje se colocaron con una elongación del 64 % y se ha calculado el Módulo de Young para esa deformación en 0.33 MPa (Tabla 2.8). 73 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo VENDAS ELÁSTICAS VENDAS NO ELÁSTICAS 20 σ (MPa) 15 10 5 0 10 20 30 40 50 60 (*) 64 70 80 ε (% ) Figura 2.13: Curvas de esfuerzo-deformación hasta el punto de máximo esfuerzo de una venda no elástica (espécimen de 50 cm de largo, 4 cm de ancho y 0.26 mm de grosor de Strappal. BSN medical. Vibraye, Francia) y otra elástica (espécimen de 30 cm de largo, 6 cm de ancho y 0.95 mm de grosor de Tensoplast Sport. BSN Medical. Vibraye, Francia). La X corresponde a la elongación con la que se aplicaba la venda en la confección del vendaje. Los ensayos han sido realizados en el Laboratorio de Biomecánica Humana y Deportiva de la Universidad de Castilla-La Mancha de Toledo. VENDA ELÁSTICA VENDA NO ELÁSTICA MAXIMA ELONGACIÓN (%) 69.3 6.8 TENSIÓN MÁXIMA (MPa) 7.06 20.28 MÓDULO DE YOUNG (MPa) 0.10 2.98 Tabla 2.8: Valores de fuerza y deformación de una venda no elástica (espécimen de 50 cm de largo, 4 cm de ancho y 0.26 mm de grosor de Strappal. BSN medical. Vibraye, Francia) y otra elástica (espécimen de 30 cm de largo, 6 cm de ancho y 0.95 mm de grosor de Tensoplast Sport. BSN Medical. Vibraye, Francia). Los ensayos han sido realizados en el Laboratorio de Biomecánica Humana y Deportiva de la Universidad de Castilla-La Mancha de Toledo. 2.3.1.2.- Características de los vendajes no elásticos Los vendajes no elásticos son los más utilizados en el mundo del deporte como método preventivo. Al ser tensados provocan una restricción del movimiento de forma brusca debido a que producen un tope rígido. Las vendas no elásticas dan como resultado un vendaje menos voluminoso, ya que son menos gruesas (no elástica Strappal 74 Estado actual de conocimientos = 0.26 mm; elástica Tensoplast Sport = 0.95 mm) y más ligeras que las elásticas (1 m de venda no elástica Strappal = 8.64 g; 1 m de venda elástica Tensoplast Sport = 23.80 g). Se les considera más resistentes a las solicitaciones en tracción, lo que parece determinar una acción estabilizadora más importante (Neiger, 1990). 2.3.2.- Con vendas elásticas El vendaje realizado con material textil elástico fue utilizado por primera vez por E. Bender en 1897, e inició otra era importante para la técnica del vendaje funcional, debido a las nuevas propiedades que aportaban los materiales elásticos (Montag y Asmussen, 1992). 2.3.2.1.- Propiedades de los materiales elásticos Los materiales elásticos permiten deformaciones y elongaciones importantes en anchura y longitud. Los que habitualmente se utilizan para la realización de vendajes funcionales de tobillo solamente tienen elasticidad longitudinal y normalmente no se utilizan de forma exclusiva para realizar vendajes funcionales preventivos, aunque sí en combinación con tiras de material no elástico. Las vendas elásticas son casi exclusivamente de un tejido de algodón textilelástico. Tienen una elasticidad limitada (30-60%), ceden ante pequeños esfuerzos, tienen poca fatiga ante esfuerzos repetidos y poseen resistencia a la tracción (Montag y Asmussen, 1992). Como nos comentan Montag y Asmussen, la venda elástica es más resistente a la tensión máxima que la no elástica (fuerza máxima soportada por la venda elástica Tensoplast Sport de 6 cm de ancho = 402.2 N; fuerza máxima soportada por la venda no elástica Strappal de 4 cm de ancho = 210.9 N) debido a que es más gruesa y 75 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo más ancha. Sin embargo, hemos encontrado que por unidad de superficie es más resistente a la tensión máxima la venda no elástica que la elástica (venda elástica Tensoplast Sport = 7.06 MPa; venda no elástica Strappal = 20.28 MPa) (Tabla 2.8). Como ocurría con el vendaje no elástico, también hay principalmente dos laboratorios que comercializan este tipo de vendas. El de Beiersdorf la denomina Elastoplast, tiene unas dimensiones en anchura de 6, de 8 y de 10 cm, en longitud de 2.5 m y es del color de la piel. La más utilizada para la confección de vendajes funcionales preventivos de tobillo es la que tiene una anchura de 6 cm. Smith & Nephew denomina a su venda elástica Tensoplast, teniendo una variante diseñada para la aplicación deportiva, que se denomina Tensoplast Sport, con unas dimensiones en anchura de 3, de 6, de 8 y de 10 cm, con una longitud de 2.5 m y de color blanco. La más utilizada para la realización de vendajes funcionales preventivos de tobillo es la de 6 cm. Las vendas de ambos laboratorios están realizadas con caucho de óxido de cinc y algodón. Son fuertemente adhesivas, tienen elasticidad longitudinal limitada y un gran efecto de compresión. Las vendas elásticas presentan una curva de esfuerzo-deformación desplazada hacia la derecha respecto a las no elásticas (Figura 2.13), con un módulo de Young menor (0.10 MPa), un punto de tensión máxima más bajo (7.06 MPa) y poseen una elongación en el punto de máxima tensión mayor (69.3%) (Tabla 2.8). 2.3.2.2.- Características de los vendajes elásticos Los vendajes realizados íntegramente con tiras elásticas provocan una limitación del movimiento de forma progresiva, debido a que cuanto más tensa se encuentra la venda mayor restricción provoca. Este tipo de vendajes tradicionalmente se usaban 76 Estado actual de conocimientos con funciones terapéuticas (Neiger, 1990; Hume and Gerrard, 1999) debido a que el efecto de compresión provoca una acción antiedematosa. A este tipo de materiales se le asocia una acción estabilizadora menos importante que a los materiales no elásticos, lo que según Neiger (1990) puede ser ampliamente discutido. El avance en los nuevos materiales y los resultados prácticos señalan la gran eficacia estabilizadora de las vendas adhesivas elásticas cuando éstas son preestiradas fuertemente antes de ser aplicadas (Neiger, 1990). Además, el fenómeno de la “sensación elástica” al restringir el movimiento confiere un aspecto dinámico corrector que viene a reforzar la limitación al alargamiento, provocando una restricción del movimiento parecida a la que producen las estructuras anatómicas que limitan los movimientos. En la Figura 2.14 se muestra la curva típica de fuerzadeformación de un ligamento (Nigg y Herzog, 1999). Como se puede apreciar en las imágenes la pendiente de la curva es menos acusada al principio para permitir los movimientos con la mínima resistencia, sin embargo, según se incrementa la deformación la fuerza necesaria es mayor. Este comportamiento sería similar al que ofrecería el vendaje elástico, mientras que con el vendaje no elástico la resistencia se produce desde el inicio, debido a que este tipo de vendas tienen una elasticidad limitada comparado con las elásticas, mostrando una línea con una gran pendiente desde el inicio hasta el momento de rotura. (Figura 2.13 y Tabla 2.8). 77 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Figura 2.14: curva típica de fuerza-deformación de un ligamento de conejo. (Adaptado de Nigg y Herzog, 1998). 2.3.3.- Combinación vendas no elásticas y vendas elásticas. Los dos tipos de vendas pueden ser utilizados de forma complementaria para la realización de un mismo vendaje funcional, aprovechando los beneficios de ambos materiales. En este caso lo más apropiado sería utilizar en los anclajes y en las primeras vendas activas que se colocan el material elástico, y en capas exteriores vendas activas de refuerzo de material no elástico, para restringir de forma más vigorosa un movimiento determinado. Al hacer esto conseguiríamos un vendaje con las propiedades de ambos materiales. Por un lado, la comodidad del material elástico para la realización de los anclajes, ya que este material se adapta mejor a los contornos óseos. Por otro lado, una restricción combinada de ambos materiales, primero aparecería de forma progresiva la restricción de las vendas elásticas hasta que se tensaran las vendas no elásticas, que provocarían una limitación rígida o tope en el movimiento. Gracias a la restricción previa del material elástico, este tope no sería tan brusco como cuando se utiliza solamente el material no elástico. 78 3. Objetivos Objetivos 3.- OBJETIVOS Se van a enumerar por separado los objetivos general y específicos. 3.1.- OBJETIVO GENERAL El objetivo general de este trabajo ha sido analizar el efecto del vendaje funcional preventivo de tobillo en la capacidad de restricción de movimientos y en la posible pérdida de eficacia en diferentes tipos de tests. 3.2.- OBJETIVOS ESPECÍFICOS Los objetivos específicos han sido divididos en metodológicos y aplicados. Los metodológicos han sido: 1. Comparar diferentes tests de marcha, carrera, amortiguación de caída y cambio de dirección en dos grupos extremos en cuanto a la morfología de sus pies: planos y cavos. 2. Poner a punto una metodología de análisis de fuerzas de reacción en la amortiguación de diferentes tipos de caídas. 3. Comparar entre un grupo de hombres y otro de mujeres la capacidad de amortiguación en diferentes tipos de caídas (previo salto y desde plataformas elevadas a 0.75 m). Los aplicados han sido: 4. Analizar la influencia del vendaje no elástico en dos tests de equilibrio: apoyo monopodal y ajuste postural. 5. Cuantificar el grado de restricción inicial y la pérdida de eficacia tras 30 minutos de ejercicio intenso de dos tipos de vendaje: uno realizado con vendas elásticas y otro con no elásticas, en un grupo de mujeres. 81 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 6. Analizar la influencia sobre el rendimiento en saltos y capacidad de amortiguación de dos vendajes funcionales preventivos de tobillo: uno realizado con vendas elásticas y otro con no elásticas, en un grupo de mujeres. 7. Extraer recomendaciones prácticas para deportistas, entrenadores, fisioterapeutas y preparadores físicos. 82 4. Metodología Metodología 4.- METODOLOGÍA Inicialmente, en el diseño experimental se va a explicar de forma esquemática la sucesión de trabajos de los que consta esta memoria, así como el nexo o vínculo que une unos estudios con otros. Posteriormente se expondrán los protocolos y el tratamiento de datos usados. Finalmente se describirán las metodologías empleadas en cada estudio. 4.1.- DISEÑO EXPERIMENTAL El trabajo se ha estructurado en cinco estudios (Figura 4.1), los tres primeros son de tipo metodológico y los dos últimos aplicados. Inicialmente se comparó en varias actividades a un grupo de sujetos con los pies planos extremos frente a otro con los pies cavos extremos, para analizar si el tipo de pie pudiera influir en los resultados de diferentes tests (Estudio 1). A continuación se comparó la amortiguación de caída de salto en un grupo de mujeres frente a otro de hombres (Estudio 2). En un nuevo estudio se comparó la amortiguación previo salto con la amortiguación cayendo desde alturas más elevadas, también en un grupo de mujeres frente a otro de hombres (Estudio 3). Después se realizó un estudio para ver la influencia del vendaje funcional preventivo de tobillo en dos tests de equilibrio y uno de salto (Estudio 4). En los resultados de los primeros estudios se encontró que los hombres no se comportan igual que las mujeres en los movimientos analizados, por lo que se decidió coger un grupo homogéneo en cuanto a sexo para el último estudio (Estudio 5). Se escogieron mujeres ya que son más sensibles a diferentes tipos de amortiguación, como se vio en el Estudio 3, y tienen un mayor riesgo de lesión que los hombres en los movimientos analizados, como se ha comentado en el estado actual de conocimientos. Se descartaron los sujetos con pies cavos y planos extremos, pues en el Estudio 1 se vio que se podían comportar de forma diferente. En el último estudio se buscó comparar la influencia de dos tipos de vendaje 85 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo diferente, uno realizado con vendas elásticas y otro con vendas no elásticas, en saltos y amortiguaciones de caídas (Estudio 5). ESTUDIO OBJETIVO SUJETOS 1 Analizar las diferencias en las fuerzas de reacción según las distintas tipologías extremas de pies (cavos y planos) n = 15 mujeres sedentarias , 8 con pies planos extremos y 7 con pies cavos extremos. 2 Analizar las diferencias entre hombres y mujeres en la fuerza de reacción vertical y la posición del centro de gravedad durante la amortiguación de test de salto n = 383 92 mujeres y 291 hombres, aspirantes a ingresar en una facultad de Ciencias del Deporte 3 (1)Estudiar en 2 grupos (hombres y mujeres) 6 tipos de aterrizajes diferentes mediante una plataforma de fuerzas; 4 partiendo desde 0.75 m y 2 previo salto. (2) Discutir sobre como influye en ambos grupos la altura desde la que se cae n = 30 15 mujeres y 15 hombres, físicamente activos 4 Analizar la influencia del vendaje funcional preventivo de tobillo en 2 tests de equilibrio y 1 test de salto n = 15 8 mujeres y 7 hombres, físicamente activos 5 (1) Analizar la influencia de 2 vendajes funcionales preventivos de tobillo (elástico y no elástico) en la fuerza de reacción vertical de la amortiguación de caídas y en el rendimietno de los saltos. (2) Comparar la fatiga de estos dos vendajes después de realizar 30 minutos de ejercicio intenso y contrastar estos valores con la percepción que los sujetos tienen sobre la restricción y la comodidad de los vendajes n = 27 mujeres físicamente activas Figura 4.1: Esquema del diseño experimental del trabajo. 86 Metodología 4.2.- PROTOCOLOS En este apartado se describen los protocolos de: normas éticas y criterios de inclusión, cineantropometría, familiarización y calentamiento y elaboración de los vendajes funcionales. 4.2.1.- Normas éticas y criterios de inclusión Todos los sujetos, tras ser informados por el investigador de las pruebas y tests que tendrían que realizar, firmaron una carta de consentimiento (Anexo 1). Todos participaron de forma voluntaria y podían abandonar el estudio en cualquier momento, simplemente con comunicarlo al investigador. Ningún sujeto cobró por participar y el único beneficio, además de su aportación altruista al conocimiento científico generado, fue poder tener sus resultados en los diferentes tests. Se siguieron los protocolos indicados en la Declaración de Helsinki (Asociación Médica Mundial, 1964) sobre las investigaciones médicas en seres humanos y las recomendaciones sobre la protección de datos de carácter personal (Ley Orgánica 15/99), para que no se pueda desprender de la lectura de este trabajo la identificación de las personas que fueron sujetos de estudio. Solamente en el caso de los aspirantes a ingresar en la Facultad de Ciencias del Deporte estos consentimientos no fueron firmados por las condiciones en las que se realizó la prueba. No obstante, todos fueron informados del tratamiento que iban a sufrir sus datos y de que podían negarse a que sus datos formaran parte del estudio. Todos los sujetos fueron estudiantes universitarios o aspirantes al ingreso en una facultad de Ciencias del Deporte. Todos los sujetos excepto los aspirantes al ingreso en la Facultad contestaron a unas preguntas, que sirvieron para clasificar los grupos que participaron en los diferentes estudios y descartar a todos aquéllos que presentaran 87 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo algún tipo de lesión en los últimos dos años o algún problema físico que les impidiese realizar pruebas máximas (Anexo 2). Todos los sujetos realizaron los tests con calzado polivalente para deportes de cancha de características similares entre sí y se comprobó que ningún sujeto tuviera prótesis o usara de forma habitual ortesis en el miembro inferior. En los estudios realizados con vendaje (Estudios 4 y 5) se comprobó mediante exploración de un fisioterapeuta, que ninguno de los participantes tuviera distensión de ligamentos del tobillo que provocara bostezo articular. Se usó el criterio de “sujetos sedentarios” cuando se cumplía que: los sujetos no habían realizado ningún programa de entrenamiento en los tres meses previos, ni practicado actividad física más de un día por semana. Se usó el criterio de “sujetos físicamente activos” cuando se cumplía que: los sujetos realizaban actividad física al menos dos días por semana, no participaban en deporte a nivel competitivo y no habían realizado ningún programa de entrenamiento específico en los tres meses previos. 4.2.2.- Cineantropometría Para caracterizar a los subgrupos se realizaron medidas cineantropométricas. Se usaron los protocolos recomendados por el Grupo Español de Cineantropometría publicados en el manual de Esparza (1993). Los sujetos fueron pesados y tallados. Se tomaron los porcentajes muscular, graso y óseo a partir de la suma de seis pliegues grasos (subescapular, tríceps, suprailíaco, abdominal, anterior del muslo y pierna), tomando la media de tres medidas en cada uno y aplicando las ecuaciones que propone Carter (1982). Se halló la masa libre de grasa (FFM) a partir de restar la masa grasa a la masa total de los sujetos. El material empleado para realizar la antropometría fue una báscula de pie SECA (SECA Ltd., Alemania), un antropómetro GPM (SiberHegner Ltd., 88 Metodología Japón), una cinta antropométrica Holtain (Holtain Ltd., Reino Unido), un paquímetro GPM (SiberHegner Ltd., Japón), un plicómetro Holtain (Holtain Ltd., Reino Unido) y un tallímetro SECA (SECA Ltd., Alemania). En los Estudios 1 y 5 se obtuvieron las huellas plantares estáticas de los sujetos mediante fotopodograma (Viladot, 1989). En el Estudio 1 se parametrizaron estas huellas con el método descrito por Hernández (1990), mientras que en el Estudio 5 fueron parametrizadas con el método descrito por Cavanagh y Rodgers (1987), basado en establecer un coeficiente, denominado arch index y que depende de la proporción entre la superficie de la huella correspondiente al antepie, mediopie y retropie. El método de Cavanagh y Rodgers es más preciso que el descrito por Hernández, ya que este último podía cometer algún error en determinados tipos de pies (falso pie cavo extremo o no detectar bien los pies planos de primer grado) que tuvo que ser corregido por medio de valoración cualitativa de los fotopodogramas en el primer estudio. El grupo de aspirantes del Estudio 2 solamente fue pesado y tallado, ya que las características en las que se realizó la prueba no permitieron más mediciones. 4.2.3.- Familiarización y Calentamiento En todos los estudios excepto en el Estudio 2 (con aspirantes al ingreso en una facultad de Ciencias del Deporte) se realizó una sesión de familiarización para practicar los test en un día previo a la toma de datos. Esta sesión consistió en la demostración y práctica de cada uno de los tests, informando al sujeto en tiempo real de los resultados que iba obteniendo. En el Estudio 2 los sujetos conocían previamente a la fecha de la prueba las características y protocolos del test que iban a realizar. 89 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo En todas las sesiones de los estudios, excepto en el Estudio 2, los sujetos realizaron un calentamiento de 10 minutos dirigido por el investigador. El calentamiento consistió en: 5 minutos de cicloergómetro con una intensidad de 75 W, tres minutos de estiramientos principalmente de miembro inferior, varios saltos submáximos y varios máximos y por último una repetición de la prueba que se iba a realizar en primer lugar. En el Estudio 2 a todos los sujetos se les dejó un tiempo mínimo de 10 minutos para que realizaran un calentamiento no dirigido. 4.2.4.- Elaboración de los vendajes funcionales preventivos de tobillo 4.2.4.1.- Con vendas no elásticas El vendaje no elástico (Strappal®. BSN medical. Vibraye, France) consistió en una variante del propuesto por Neiger (1990). Previamente se pedía a los sujetos que acudieran a la sesión con las piernas depiladas. La zona donde se realizaba el vendaje se rociaba con spray (Tensospray®. BSN medical. Vibraye, France) para incrementar la adherencia de la vendas y proteger la piel de una posible irritación. Se colocó prevendaje exclusivamente a la altura de los maleolos. Se utilizaron dos anclajes, colocados de forma estandarizada según las proporciones de cada sujeto: el anclaje inferior se colocó por encima de la cabeza de los metatarsos y el superior al 36% de la distancia desde el maleolo externo hasta la cabeza del peroné, tomando como punto de origen el maleolo externo, de esta manera quedaba normalizada la longitud de las tiras con la longitud de la extremidad inferior. Con cuatro tiras activas se reforzó la estabilidad del tobillo y con otras cuatro tiras activas se limitó la supinación y la extensión, el vector resultante de los pares de tiras activas que limitaban la supinación y la extensión queda reflejado en la Figura 4.2. Se usaron entre 13 y 17 tiras de cierre, dependiendo de las dimensiones de las extremidades del sujeto (Figura 4.3). 90 Metodología tiras activas vector resultante ligamento peroneoastragali no posterior ligamento peroneocalcáneo ligamento peroneoastragalino an terior Figura 4.2: Vectores correspondientes a las tiras activas y vector resultante del vendaje no elástico, que limitaba la inversión y la extensión. Figura 4.3: Fabricación del vendaje funcional preventivo con vendas no elásticas. Las flechas de las imágenes 4 y 5 muestran las direcciones de colocación de las tiras activas (2 = anclajes; 3, 4 y 5 = tiras activas; 6 = cierre). 4.2.4.2.- Con vendas elásticas El vendaje elástico (Tensoplast® Sport. BSN Medical. Vibraye, France) fue realizado con las indicaciones que propone Neiger (1990). Se utilizaron los mismos 91 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo protocolos que con el vendaje no elástico en cuanto a la preparación de la zona a vendar. Se utilizaron dos anclajes, colocados de forma estandarizada según las proporciones de cada sujeto: el anclaje inferior se colocó por encima de la cabeza de los metatarsos y el superior al 82% de la distancia desde el maleolo externo a la cabeza del peroné, tomando como punto de origen el maleolo externo. Con dos tiras activas se reforzó la estabilidad del tobillo y con cuatro tiras activas, tensadas de forma estandarizada según las proporciones de cada sujeto (Ecuación 4.1), se limitó la supinación y la extensión (Figura 4.4). El vector resultante de los pares de tiras activas que limitaban la supinación y la extensión queda reflejado en la Figura 4.5. 133 . a T1 = 100 106 . a T2 = 100 Ecuación 4.1: Ecuaciones para hallar la longitud de las vendas de cada sujeto, para que la tensión de las tiras fuera igual en todos los sujetos. (T1 = longitud de la primera tira activa, T2 = longitud de la segunda tira activa, en forma de 8, a = distancia desde el maléolo externo a la cabeza del peroné). Figura 4.4: Fabricación del vendaje funcional preventivo con vendas elásticas (2 = anclajes; 3, 4 y 5 = tiras activas; 6 = cierre). 92 Metodología tiras activas vector resultante ligamento peroneoastragali no posterior ligamento peroneocalcáneo ligamento peroneoastragalino anterior Figura 4.5: Vectores correspondientes a las tiras activas y vector resultante del vendaje elástico, que limitaba la inversión y la extensión. 93 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 4.3.- TRATAMIENTO DE DATOS En este apartado se describen los programas y criterios utilizados en la obtención, ordenación y análisis de los datos. Se usaron los siguientes programas informáticos: la hoja de cálculo Microsoft Excel (Microsoft, España) para almacenar los resultados de las mediciones, el programa de la plataforma Quattro Jump v. 1.08 (Kistler, Suiza), el programa Bioware 3.2 (Kistler, Suiza), el programa Dinascan 8.2 (IBV, España) y el programa Statistica for Windows v. 7.0 (Stasoft Inc., EE.UU) para realizar los cálculos estadísticos. Se utilizaron pruebas de estadística descriptiva, de normalidad y de estadística inferencial. Se hallaron medias, desviaciones típicas, rangos y correlaciones de Pearson por el método de los cuadrados cuando las distribuciones eran normales y de Spearman cuando eran no normales. Para comprobar la normalidad de las distribuciones se usó la W de Shapiro Wilks, la curtosis y el coeficiente de asimetría. En las correlaciones y pruebas inferenciales se usó el criterio estadístico de significación de p<0.05. Cuando éste se cumplía se ha expresado el resultado ajustándolo al número superior que coincidiera con: p<0.05, p<0.01 o p<0.001. En las figuras y tablas se ha usado el convenio de p<0.05 = *, p<0.01 = ** o p<0.001 = ***. La ecuación utilizada para calcular el número mínimo de sujetos necesarios para que los resultados fueran estadísticamente relevantes se muestra en la Ecuación 4.2. Se calculo el número mínimo de sujetos en todos los estudios. 94 Metodología 2 · (Zα + Zβ) 2 · SD 2 n= d2 Ecuación 4.2: Ecuación utilizada para calcular en el número mínimo de sujetos que deben ser utilizados para que los resultados sean estadísticamente relevantes. (SD=Desviación estándar de la variable a estudiar; d=Diferencia de medias de la variable a estudiar; Zβ=Coeficiente asociado al error tipo β, que se fijó en 10-20%; Zα=Coeficiente asociado al error tipo α, que se fijó en 5%). 95 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 4.4.- ESTUDIOS METODOLÓGICOS A continuación se exponen los tres estudios metodológicos que configuran esta memoria detallando en cada uno: el propósito, las características de los sujetos participantes, los tests realizados, las variables analizadas y la estadística que se llevó a cabo. 4.4.1.- Estudio 1: Fuerzas de reacción del suelo en pies planos y cavos 4.4.1.1.- Propósito El objetivo de este estudio fue analizar las diferencias en las fuerzas de reacción según las distintas tipologías extremas de pies (cavos y planos) en la marcha, la carrera, el cambio de dirección y la amortiguación de caída, con el propósito de conocer si estos tipos de pie condicionan los resultados, y si fuera así poderlo tener en cuenta en los estudios aplicados. 4.4.1.2.- Sujetos Participaron 15 mujeres sedentarias: de ellas ocho tenían pies planos extremos y siete pies cavos extremos. Sus características descriptivas pueden verse en la Tabla 4.1. Cavos Planos Total Edad (Años) 19.3 (1.6) 19.4 (1.1) 19.3 (1.3) Masa (kg) 57.0 (6.7) 57.3 (11.1) 57.1 (9.0) Estatura (cm) 161.2 (2.8) 161.0 (7.1) 161.1 (5.4) Masa libre de grasa (kg) 45.5 (3.3) 46.2 (6.6) 45.9 (5.1) Tabla 4.1.- Variables descriptivas de la muestra estudiada. 96 Metodología 4.4.1.3.- Tests Para la medición de las fuerzas de reacción se utilizó una plataforma de fuerzas piezoeléctrica Kistler 9281CA (Kistler, Suiza), colocada bajo el pavimento sintético de un polideportivo. Se usó una frecuencia de muestreo de 500 Hz, salvo para la prueba de amortiguación de caída, que fue de 1000 Hz. Se realizaron cuatro pruebas con el siguiente orden: marcha, carrera, amortiguación de caída y cambio de dirección, que a continuación se describen. MARCHA Y CARRERA: Los sujetos daban vueltas al circuito, cuyo esquema se puede ver en la Figura 4.6, de la forma más natural posible. Tanto para la marcha como para la carrera se tuvieron en cuenta varios criterios de observación, para determinar si el ensayo era metodológicamente correcto, que se muestran en la Tabla 4.2. Para medir la velocidad media en la marcha y la carrera se usaron dos barreras fotoeléctricas colocadas con una separación de 6 m. El rango de velocidad para dar como válidos los ensayos fue: en marcha desde 1.5 hasta 1.7 m/s y en carrera desde 2.8 hasta 3.2 m/s. 97 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Situación del investigador 3m 3m 3m 3m 4m 2m FOTOCÉLULA CONO PLATAFORMA DE FUERZAS Figura 4.6: Esquema de la colocación del material en los tests de marcha y carrera. ACCIÓN PARA OBSERVAR Aceptación del ensayo Apoya todo el pie derecho dentro de la plataforma. Sí Modifica la amplitud en los últimos tres pasos. No Modifica la frecuencia en los tres últimos apoyos. No Frena o acelera durante el apoyo en la plataforma. No Marca el apoyo en la plataforma. No Ha continuado caminando a la misma velocidad. Sí Ha realizado algún movimiento extraño. No Ha sido natural el apoyo. Sí Tabla 4.2: Aspectos tenidos en cuenta para considerar un ensayo metodológicamente correcto en los tests de marcha y carrera. AMORTIGUACIÓN DE CAÍDA: A los sujetos se les pedía que amortiguaran al máximo la caída. Caían sobre la plataforma de fuerzas desde una superficie elevada a una altura de 0.75 m. Debían colocarse con los pies en el borde de la superficie. Se les 98 Metodología pedía que dieran un paso hacia delante y que cayeran encima de la plataforma, no pudiendo perder el equilibrio, para una vez amortiguada la caída volver a colocarse de pie (Figura 4.7). 1 2 3 0.273 s 1.170 s - 1.514 s - 0.071 s - 0.344 s 0.071 s 6 4 5 0.024 s 0.008 s 0.032 s 0.000 s 0.008 s 0.303 s 7 8 9 0.375 s 0.277 s 0.335 s 0.612 s 0.987 s Figura 4.7: Instantes representativos de la prueba de amortiguación de caída desde 0.75 m que se hizo con los sujetos del estudio (1 = inicio; 2 = paso adelante; 3 = pies juntos; 4 = contacto suelo; 5 = instante del primer pico de fuerza (F1); 6 = instante del segundo pico de fuerza (F2); 7 = máximo descenso; 8 = duración de la amortiguación; 9 = final, se mantiene la línea del peso corporal). CAMBIO DE DIRECCIÓN: Los sujetos debían realizar el circuito, cuyo esquema se puede ver en la Figura 4.8, en el menor tiempo posible. Salían desde detrás de una barrera fotoeléctrica y corrían 3 m hasta franquear una pica apoyando el pie derecho en la plataforma de fuerzas. Tras el apoyo cambiaban 120º la dirección de carrera y recorrían 3 m hasta cortar una segunda barrera fotoeléctrica. 99 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 3m 1m LLEGADA SALIDA 2,6 m CONO FOTOCÉLULA PICA PLATAFORMA DE FUERZAS Situación del investigador Figura 4.8: Esquema de la colocación del material en el test de cambio de dirección. 4.4.1.4.- Variables Se tomaron las fuerzas de reacción vertical y la anteroposterior en marcha y carrera, la vertical en la amortiguación de la caída y las de los tres ejes en el cambio de dirección. Se consideraron los picos de fuerza y el instante en el que sucedía cada uno de estos acontecimientos en las fuerzas verticales y anteroposteriores de la marcha y la carrera (pico de frenado, valle y pico de aceleración), así como el tiempo que el pie estuvo en contacto con el suelo (duración apoyo) y la velocidad a la que se realizó el cada ensayo (Figura 4.9). En el test de amortiguación de caída se registró el primer y segundo pico de fuerza vertical de reacción (F1 y F2) y el tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que el valor de la fuerza de reacción vertical cruzaba por primera vez el peso del sujeto (Time Body Weight = TBW). En el test de cambio de dirección se registró el tiempo en el que se realizó el circuito, el tiempo que el pie estuvo en contacto con la plataforma de fuerzas, el pico de fuerza vertical y el pico de fuerza resultante de las fuerzas anteroposteriores y mediolaterales (Figura 4.10). 100 Metodología FUERZAS VERTICALES FUERZAS VERTICALES 2.5 FUERZAS ANTEROPOSTERIORES PICO DE FRENADO 2.0 1.0 0.8 1.5 FUERZA (BW) FUERZA (BW) FUERZAS ANTEROPOSTERIORES 1.2 PICO DE ACELERACIÓN 1.0 VALLE 0.5 PICO DE ACELERACIÓN PICO DE FRENADO 0.6 0.4 VALLE 0.2 0.0 0.0 -0.2 -0.4 -0.5 0 20 40 60 80 0 100 20 40 60 80 100 % DURACIÓN APOYO % DURACIÓN APOYO Figura 4.9: Fuerzas vertical y anteroposterior en los tests de carrera (izquierda) y marcha (derecha). 3.0 9.0 8.0 2.0 2º PICO 1.5 1º PICO FUERZA (BW) FUERZA (BW) 7.0 6.0 FUERZAS ANTEROPOSTERIORES FUERZAS MEDIOLATERALES FUERZAS VERTICALES 2.5 FUERZAS VERTICALES 5.0 4.0 3.0 1.0 0.5 0.0 -0.5 2.0 -1.0 1.0 -1.5 0.0 0 100 200 300 400 500 600 700 -2.0 0 595 TIEMPO (ms) 50 645 100 695 TIEMPO (ms) 150 745 Figura 4.10: Fuerzas en los tests máximos: amortiguación de la caída (izquierda) y cambio de dirección (derecha). En la marcha y en la carrera se tomaron cinco ensayos metodológicamente correctos, que se normalizaron, para obtener patrones de movimiento. En el resto de pruebas se cogió el mejor ensayo de tres realizados correctamente. En la amortiguación de caída se consideró como mejor ensayo el que menores valores mostraba en el segundo pico de fuerza de reacción vertical y en el cambio de dirección el que se realizó en menor tiempo. 4.4.1.5.- Estadística Se utilizó el test de la U de Mann-Whitney como prueba de significación estadística para comparar los dos grupos estudiados. 101 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo El número mínimo de sujetos necesario con una potencia estadística de 0.9 y un nivel de significación α de 0.05 fue calculado en 7, considerando las diferencias entre pies cavos y planos en la duración del apoyo del cambio de dirección. 102 Metodología 4.4.2- Estudio 2: Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en test de salto 4.4.2.1.- Propósito El objetivo de este estudio fue analizar las diferencias entre un grupo de hombres y otro de mujeres en la fuerza de reacción vertical y la altura del centro de gravedad durante la amortiguación de un test de salto, realizado en las pruebas de acceso a una facultad de Ciencias del Deporte, y determinar si las variables de la amortiguación guardan relación con la potencia de la batida y altura del salto, en cuyo caso estarían relacionadas con la mayor o menor fuerza explosiva del sujeto. Si no fuera así, dependerían de otros factores como por ejemplo, la habilidad o técnica de amortiguar correctamente o variables de cineantropometría. 4.4.2.2.- Sujetos Se usaron para el estudio los registros de 383 aspirantes a ingresar en una facultad de Ciencias del Deporte de España, resultado de la suma de dos años consecutivos (2005 y 2006) que fueron tratados conjuntamente ya que el objetivo no era observar diferencias entre años. De ellos 291 eran hombres y 92 mujeres, con las características descriptivas que se muestran en la Tabla 4.4. Mujeres Hombres Edad (años) 19.2 (2.6) 19.6 (2.8) Estatura (cm) 164.3 (5.9) 174.9 (5.9) Masa (kg) 57.2 (7.1) 71.0 (8.6) Tabla 4.4: Variables descriptivas de la muestra estudiada. 103 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 4.4.2.3.- Tests Para medir las variables de los saltos se usó una plataforma de fuerzas piezoeléctrica portable Quattro Jump (Kistler, Suiza) conectada a un ordenador en el que se recogían los registros de fuerza, con una frecuencia de muestreo de 500 Hz; frecuencia igual a la que utilizan Ozguven y Berme (1988) y Hopper y cols. (1999) en estudios donde se analizaron las fuerzas de reacción en saltos y amortiguaciones. Probablemente esta frecuencia no sea la óptima pero las características de la situación en que se recogieron los datos no permitían usar la plataforma de fuerzas del Estudio 1, la cual si puede registrar 1000 Hz, frecuencia ideal para el análisis de impactos en amortiguaciones de caída. Los sujetos realizaron el test de salto con contramovimiento (Countermovement Jump = CMJ), sobre la plataforma de fuerzas. Las manos debían permanecer en la cintura durante todo el salto (batida, vuelo y amortiguación) y se dejó libre el ángulo de flexión de rodillas en el contramovimiento. Los sujetos, que conocían previamente a la fecha de la prueba el test que iban a realizar, recibieron la instrucción de que debían caer en una posición similar a la del despegue. No se les dio ninguna otra instrucción referente a la amortiguación y, finalmente, antes del calentamiento, el investigador realizó delante de los sujetos una demostración del test. Cada sujeto disponía de dos intentos para superar unos mínimos de altura preestablecidos (29 cm en hombres y 21 cm en mujeres). Si no conseguían el mínimo en el primer intento realizaban, tras un minuto, un segundo salto. En estos casos, en los que hubo dos intentos, se analizó el de mayor altura de salto. 104 Metodología 4.4.2.4.- Variables Se estudió mediante el tiempo de vuelo la altura a la que se elevaba el centro de gravedad (h). Respecto a la batida: el pico de potencia (Peak Power = PP) y respecto a la amortiguación de la caída: el segundo pico de fuerza (F2), el instante en el que sucedía F2 (T2), el ratio entre F2 y h (F2/h) y el tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor del peso en la gráfica de fuerzatiempo (Time Body Weight = TBW). Durante la amortiguación también se estudió, en el instante de tocar el suelo, cuánto más bajo se encontraba el centro de gravedad respecto del instante del despegue (Height of Landing = hl) y el descenso del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo (Landing Range = Lr). Los valores de hl y Lr se utilizaron normalizados con la estatura del sujeto. 4.4.2.5.- Estadística Se utilizó un análisis de la varianza de una vía (ANOVA) para analizar las diferencias entre grupos. El número mínimo de sujetos necesario con una potencia estadística de 0.9 y un nivel de significación α de 0.05 fue calculado en 45, considerando las diferencias de sexo en F2. Se obtuvo una potencia estadística con los 383 sujetos superior a 0.99, con un error alfa bilateral de 0.05. 105 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 4.4.3- Estudio 3: Diferencias de sexo en la fuerza de reacción del suelo en seis tipos de amortiguación 4.4.3.1.- Propósito El objetivo de este estudio fue analizar comparativamente en dos grupos (hombres y mujeres) seis tipos de amortiguaciones de caídas sobre una plataforma de fuerzas; cuatro partiendo desde una superficie elevada a 0.75 m de altura y dos previo salto desde el suelo. De esta manera se podría saber cómo influye en hombres y mujeres la altura y el tipo de amortiguación y si en un estudio aplicado en el que se usasen amortiguaciones de caídas convendría estudiar de forma separada a los hombres y las mujeres. 4.4.3.2.- Sujetos Participaron voluntariamente en el estudio 15 mujeres y 15 hombres físicamente activos, con las características descriptivas que se muestran en la Tabla 4.5. Mujeres Hombres Edad (años) 18.8 (1.0) 22.1 (2.3) Estatura (cm) 164.8 (7.1) 176.6 (6.2) Masa (kg) 60.5 (5.7) 72.1 (6.2) Tabla 4.5: Variables descriptivas de la muestra estudiada. 4.4.3.3.- Tests Para la medición de la fuerza de reacción se utilizó una plataforma de fuerzas piezoeléctrica Kistler 9281 CA (Kistler, Suiza), colocada bajo el pavimento sintético de un polideportivo. Se usó una frecuencia de muestreo de 1000 Hz. 106 Metodología Se llevaron a cabo tres sesiones. En la primera, se tomaron las medidas de cineantropometría. En la segunda se realizó una familiarización con los tests y en la tercera se realizaron los tests de caídas. Entre estas dos últimas sesiones en ningún caso pasó más de una semana. Se tomaron las amortiguaciones en seis tipos diferentes de caídas: sin ayuda de brazos (Without Upper Extremities = WUE), con ayuda de brazos (With Upper Extremity = UE), saliendo a máxima velocidad (Start After Landing = SAL), previa a un Drop Jump (Before a Drop Jump = BDJ), después de un Drop Jump (After Drop Jump = DJ) y después de un salto con contramovimiento (After Countermovement jump = CMJ). En los cuatro primeros tests, el sujeto partía desde una superficie elevada a 0.75 m, con los pies en el borde de la superficie, sobre la que daba un paso hacia delante para caer encima de la plataforma de fuerzas, con ambos pies a la vez, no pudiendo perder el equilibrio. En los aterrizajes UE y WUE se pidió a los sujetos que buscaran la mayor amortiguación posible. Al realizar el Drop Jump (cayendo desde 0.75 m) se pidió que alcanzaran la mayor altura tras el rebote y se tomaron las caídas previa (BDJ) y posterior (DJ) al rebote. En el CMJ se pidió que realizaran un salto máximo realizando la batida sobre la plataforma de fuerzas y por último en SAL el objetivo era salir hacia delante lo más rápido posible (con la referencia de un cono colocado a 3 m). Así el diseño contenía cuatro variantes de caídas desde 0.75 m, con diferentes objetivos (WUE, UE, BDJ y SAL) (Figura 4.11) y dos de caídas de saltos en los que se había partido del suelo (DJ y CMJ). 107 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo FASE DE VUELO FASE DE AMORTIGUACIÓN 4 5 6 WUE 1 2 3 UE SAL BDJ Figura 4.11: Instantes clave de la amortiguación y la fase previa en los cuatro tests en los que que se caía desde 0.75 m (4 = primer instante de contacto con el suelo; 5 = posición más baja del centro de gravedad durante la amortiguación, excepto en el test SAL, que se corresponde con el primer instante de perdida de contacto del pie con la plataforma de fuerzas; 6 = posición final; WUE = amortiguación sin ayuda de brazos; UE = amortiguación con ayuda de brazos; BDJ = amortiguación antes del Drop Jump; SAL = salida después de la amortiguación). El orden de los tests se estableció de forma aleatoria en cada sujeto. Se realizaron tres ensayos correctos de cada test y se analizó el mejor, según el criterio del objetivo buscado en cada uno. Se consideró como mejor amortiguación la que tenía menores valores de F2, mejor salto el que tenía mayor tiempo de vuelo y mejor salida la que tenía menor tiempo de contacto en la plataforma. 4.4.3.4.- Variables Se consideró durante la amortiguación: el segundo pico de fuerza (F2) registrado en veces el peso corporal (Body Weights = BW), el instante en el que sucedía F2 (T2) y el ratio entre F2 y T2 (F2 / T2), así como el tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que el valor de las fuerzas de reacción verticales cruzaban por primera vez el peso del sujeto (TBW). En el caso del DJ y del CMJ se registró también la altura del 108 Metodología salto a partir del tiempo de vuelo (Ecuación 4.3) y en SAL se registró el tiempo de contacto con la plataforma de fuerzas. g . t2 h= 8 Ecuación 4.3: Ecuación utilizada para calcular la altura del salto a partir del tiempo de vuelo (h=altura del salto; g=aceleración de la gravedad; t=tiempo de vuelo) 4.4.3.5.- Estadística La reproducibilidad de las principales variables fue determinada por el cálculo del coeficiente de correlación intraclase (ICC) y el error típico basado en la medición de tres ensayos de cada variable (Hopkins 2000). Se utilizó una ANOVA de dos factores 2 × 6 (sexo × tipo de amortiguación) para F2, T2, the ratio F2/T2 and TBW y una ANOVA de dos factores 2 × 2 (sexo × tipo de amortiguación) para la altura del salto en las pruebas donde había un salto previo (ADJ y CMJ). Se usó como análisis post hoc el proceso Scheffé. El número mínimo de sujetos necesario con una potencia estadística de 0.9 y un nivel de significanción α de 0.05 fue calculado en 14, considerando las diferencias de sexo en F2 de WUE. Se obtuvo una potencia estadística con los 30 sujetos de 0.99, con un error alfa bilateral de 0.05. 109 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 4.5.- ESTUDIOS APLICADOS A continuación se exponen los dos estudios aplicados que configuran esta memoria detallando en cada uno: el propósito, las características de los sujetos participantes, los tests realizados, las variables analizadas y la estadística que se llevó a cabo. 4.5.1- Estudio 4: Influencia del vendaje no elástico de tobillo en el equilibrio y el salto 4.5.1.1.- Propósito El objetivo de este estudio fue analizar la influencia del vendaje funcional preventivo de tobillo (con prevendaje y vendas no elásticas) en dos tests de equilibrio y un test de salto. 4.5.1.2.- Sujetos Participaron 15 sujetos físicamente activos (siete hombres y ocho mujeres), con las características descriptivas que se muestran en la Tabla 4.6. Edad (años) 21.0 (4.4) Estatura (cm) 172.1 (9.2) Masa (kg) 71.1 (11.4) Longitud pierna (cm) 87.5 (6.8) Masa libre de grasa (kg) 59.6 (12.0) Tabla 4.6: Variables descriptivas de los sujetos que realizaron el estudio. 4.5.1.3.- Tests Cada sujeto realizó cuatro tests diferentes en dos situaciones: con vendaje (T) y normal, sin vendaje (N). Los tests fueron: salto con contramovimiento (Figura 4.12), 110 Metodología equilibrio estático (Figura 4.13) y test de ajuste postural (Figura 4.14). El orden de realización del test y el uso o no del vendaje se estableció en cada caso de forma aleatoria. Los tests de equilibrio (estático y ajuste postural) se realizaron sobre una plataforma de fuerzas extensiométrica Dinascan 600 M (IBV, España). El CMJ se realizó sobre una plataforma de fuerzas piezoeléctrica Quattro Jump (Kistler, Suiza). Se usó la plataforma Quattro Jump para los tests de salto por haber sido empleada previamente en el Estudio 2 con buenos resultados en su funcionamiento e idoneidad para los tests de salto. Se usó una frecuencia de muestreo de 500 Hz en el salto y de 200 Hz en las pruebas de equilibrio. A continuación se describen los tests realizados: Salto con Contramovimiento: El sujeto saltaba sobre la plataforma de fuerzas llevando en todo momento las manos en la cintura. Se dejo libre el ángulo de flexión de rodillas durante el contramovimiento. Se escogió el salto de mayor altura de tres realizados correctamente. (Figura 4.12). 111 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo despegue vuelo contacto posición final Fuerza (BW) posición inicial Tiempo (s) Figura 4.12. Secuencia y gráfica de fuerza-tiempo de un salto con contramovimiento. Se muestran el primer (F1) y segundo pico (F2) en la fuerza de reacción vertical. Equilibrio estático sobre apoyo monopodal: El sujeto debía mantener el equilibrio, en apoyo sobre el pie derecho, manteniendo la otra extremidad con flexión de rodilla y cadera de 90º, durante 15 s. Las manos debían permanecer sobre la cintura durante todo el test. El objetivo de este test era que el centro de presiones oscilara lo menos posible. Se cogió el mejor ensayo (menor área de barrido del centro de presiones) de tres realizados correctamente (Figura 4.13). 112 Metodología Figura 4.13. Posición del sujeto (izquierda) y recorrido del centro de presiones durante el test de equilibrio estático (derecha). Test de ajuste postural: El sujeto colocaba los pies quietos sobre unas marcas. En una pantalla, frente al sujeto, se proyectaban ocho dianas que se iban iluminando de forma aleatoria, con transiciones cada 4-6 s. El sujeto debía intentar llevar su centro de presiones (que aparecía en la pantalla en frente suya) lo más rápido posible a la diana que se iluminaba y mantenerlo dentro de la misma mientras estuviera iluminada. El test tenía una duración de 40 s. Se cogió el mejor ensayo (mayor tiempo dentro de la diana iluminada) de tres realizados correctamente (Figura 4.14). 113 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Figura 4.14. Posición del sujeto (izquierda) y representación del recorrido del centro de presiones (derecha) durante la realización del test de ajuste postural. 4.5.1.4.- Variables Se analizó en el test de equilibrio estático el área barrida y la posición media del centro de presiones; tanto en el eje antero-posterior (promedio X) como en el mediolateral (promedio Y). En el test de ajuste postural se tomaron la velocidad en pasar de una diana a otra y el porcentaje de tiempo que se mantenía el sujeto dentro del círculo iluminado (aciertos). En el test de salto se tomó la altura del vuelo (h) y los picos de fuerza (PF) y potencia (PP) durante la batida. Por otro lado, se analizó en la amortiguación de la caída del salto el primer y segundo picos de fuerza vertical de reacción (F1 y F2), el instante en el que sucedían (T1 y T2) y el tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que el valor de la fuerza de reacción vertical cruzaba por primera vez el peso del sujeto (TBW). 114 Metodología 4.5.1.5.- Estadística La reproducibilidad de las principales variables fue determinada por el cálculo del coeficiente de correlación intraclase (ICC) y el error típico basado en la medición de tres ensayos de cada variable (Hopkins 2000). Como prueba inferencial se utilizó el test de Wilconxon para datos pareados. El número mínimo de sujetos necesario con una potencia estadística de 0.9 y un nivel de significación α de 0.05 fue calculado en 14, considerando las diferencias en F2 entre T y N halladas en un estudio piloto previo. 115 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 4.5.2.- Estudio 5: Vendaje elástico vs no elástico 4.5.2.1.- Propósito El propósito de este estudio fue: por un lado analizar la influencia de dos vendajes funcionales preventivos de tobillo, uno realizado con vendas elásticas y otro con no elásticas, en la fuerza de reacción vertical de la amortiguación de caídas (desde 0.30 m, desde 0.75 m y previo salto vertical) y en el rendimiento de los saltos (altura de saltos verticales y pico de potencia durante la batida). Por otro lado, comparar la fatiga de estos vendajes después de realizar 30 minutos de ejercicio intenso y contrastar estos valores con la percepción que los sujetos tienen sobre la restricción y la comodidad de los vendajes. 4.5.2.2.- Sujetos Participaron 27 mujeres jóvenes, físicamente activas con las características descriptivas que se muestran en la Tabla 4.7. Edad (años) 20.6 (4.1) Estatura (cm) 164.3 (6.2) Masa (kg) 58.5 (7.0) Longitud pierna (cm) 84.1 (4.0) Longitud pie (cm) 19.2 (1.0) AI 0.21 (0.05) Masa libre de grasa (kg) 47.7 (4.9) Tabla 4.7: Variables descriptivas de la muestra estudiada. (AI = Arch Index). 116 Metodología 4.5.2.3.- Tests Se realizaron los tests en tres situaciones: sin vendaje (N), con vendaje elástico (ET) y con vendaje no elástico (IT). Tanto los tests como las situaciones se establecieron de forma aleatoria en cada sujeto. Los tests fueron: amortiguación de caída desde 0.75 m (L0.75), siguiendo los mismos protocolos que en el Estudio 1, amortiguación de caída desde 0.30 m (L0.30) (similar al anterior pero cayendo desde 0.30 m), salto con contramovimiento (CMJ), siguiendo los protocolos descritos en el Estudio 2, y salto con aproximación (SCA) (con tres pasos de aproximación se realizaba un salto vertical con ayuda de brazos). Los tres primeros se hicieron con las manos en la cintura. En los dos primeros se le pedía al sujeto que amortiguara todo lo posible, mientras que en el CMJ y SCA se buscaba la mayor altura de salto realizando la batida y la amortiguación con los dos pies a la vez. Se realizaron de cada test tres ensayos metodológicamente correctos. Para el análisis se escogió en los tests de amortiguación los que menores fuerzas de reacción verticales presentaban y en los tests de salto los de mayor altura (respetando así el criterio del objetivo planteado en cada test). Se midió el ROM en las restricciones y en la fatiga del vendaje con un goniómetro manual (Alimed Inc, Dedham Mass) con sensibilidad de 2 mm. Se tomaron en estático con el sujeto colocado en decúbito prono sobre una camilla la flexión, extensión, supinación y pronación máximas pasivas del tobillo derecho. Se siguieron los protocolos propuestos por Root (1991). Se realizaron estas mediciones en reposo, antes y después de realizar los ejercicios los tres días de pruebas (N, IT y ET) y una vez retirado el vendaje (tanto con el elástico, como con el no elástico) (Figura 4.15). 117 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 1 DÍAS PREVIOS - FAMILIARIZACIÓN - CINEANTROPOMETRÍA - FOTOPODOGRAMA - ROM SIN VENDAJE 2 DÍAS ALEATORIOS DE UNA MISMA SEMANA DÍA X: VENDAJE NO ELÁSTICO DÍA Y: VENDAJE ELÁSTICO A: ROM PRE-EJERCICIO CON VENDAJE B: 30 MINUTOS EJERCICIO C: ROM POST-EJERCICIO CON VENDAJE D: ROM POST-EJERCICIO SIN VENDAJE DÍA Z: SIN VENDAJE A: ROM PRE-EJERCICIO B: 30 MINUTOS EJERCICIO C: ROM POST-EJERCICIO Figura 4.15: Diseño de la toma del rango de movimiento (ROM) en las diferentes sesiones del estudio. En un día aparte, una vez se habían completado las tres sesiones, los sujetos rellenaron una escala donde valoraban de 0 a 10 la restricción del vendaje (0 = mínima restricción, 10 = máxima restricción) y su comodidad (0 = mínima comodidad, 10 = máxima comodidad). 4.5.2.4.- Variables Se analizó en los tests de salto: la altura a partir del tiempo de vuelo (h) y el pico de potencia durante la batida (PP). En la amortiguación de la caída de todos los tests se registraron: el segundo pico de fuerza (F2), el instante en el que sucedía (T2) y el tiempo desde el inicio de contacto con el suelo (considerado a partir de que el valor de la fuerza de reacción vertical superaba los 3 N) hasta que se cruzaba por primera vez el valor del peso en la gráfica de fuerza-tiempo (TBW). Se analizó el ROM en flexión, extensión, supinación y pronación máximas pasivas del tobillo derecho. 118 Metodología Se analizaron los valores obtenidos en la escala que rellenaron los sujetos de percepción de la comodidad y restricción de los vendajes. 4.5.2.5.- Estadística La reproducibilidad de los ROMs fue determinada por el cálculo del coeficiente de correlación intraclase (ICC) y el error típico basado en la medición de tres ensayos de cada variable (Hopkins 2000). Para el análisis del ROM, se usó una ANOVA de medidas repetidas de dos factores 3 × 4 (situación × instante de medición) para cada uno de los movimientos del tobillo derecho (flexión, extensión, supinación y pronación). Para el análisis de la fuerza de reacción en los diferentes tests, se usó una ANOVA para datos repetidos de dos factores 3 × 4 (situación × test) para las variables de la amortiguación y otra ANOVA para datos repetidos de dos factores 3 × 2 (situación × test) para las variables de la batida. En ambos casos, cuando apareció alguna diferencia significativa, se usó como análisis post hoc el proceso Scheffé. El número mínimo de sujetos necesario con una potencia estadística de 0.9 y un nivel de significación α de 0.05 fue calculado en 14, considerando la fatiga del vendaje inelástico en la supinación. Se obtuvo una potencia estadística con los 27 sujetos de 0.99, con un error alfa bilateral de 0.05. 119 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 120 5. Resultados y discusión Resultados y discusión 5.- RESULTADOS Y DISCUSIÓN A continuación se van a describir los resultados y discusión, estudio por estudio, comenzando por los tres estudios metodológicos y siguiendo por los dos aplicados. 5.1.- ESTUDIOS METODOLÓGICOS 5.1.1.- Estudio 1: Fuerzas de reacción del suelo en pies planos y cavos Este estudio servirá para poner a punto varios tests con plataforma de fuerzas con los que poder valorar patrones de movimientos por un lado y movimientos máximos por otro. En segundo lugar servirá para conocer el comportamiento de morfologías de pie extremas en estos tests. 5.1.1.1- Resultados En las Tablas 5.1 y 5.2 se muestran las fuerzas verticales y anteroposteriores registradas en pies cavos y planos en los tests de marcha y carrera. No se encontraron diferencias significativas entre ambos grupos (pies cavos y planos extremos) en ninguna de las variables. VELOCIDAD (m/s) DURACIÓN APOYO (s) FUERZAS VERTICALES FUERZAS ANTEROPOSTERIORES PICO DE FRENADO (BW) VALLE (BW) PICO DE ACELERACIÓN (BW) PICO DE FRENADO (BW) PICO DE ACELERACIÓN (BW) CAVOS 1.608 (0.022) 0.594 (0.031) 1.17 (0.05) 0.61 (0.03) 1.24 (0.07) - 0.26 (0.03) 0.29 (0.03) PLANOS 1.609 (0.029) 0.618 (0.019) 1.21 (0.08) 0.60 (0.07) 1.18 (0.08) - 0.27 (0.04) 0.30 (0.03) TODOS 1.609 (0.025) 0.607 (0.027) 1.19 (0.07) 0.60 (0.05) 1.21 (0.08) - 0.27 (0.03) 0.29 (0.03) 3.31 1.66 5.65 3.7 3.33 % DIF (C-P) 0.06 3.88 Tabla 5.1.- Resultados en el test de marcha con los dos grupos estudiados; pies cavos (C) y planos (P). 123 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo VELOCIDAD (m/s) DURACIÓN APOYO (s) CAVOS 3.017 (0.059) PLANOS FUERZAS ANTEROPOSTERIORES FUERZAS VERTICALES PICO DE FRENADO (BW) VALLE (BW) PICO DE ACELERACIÓN (BW) PICO DE FRENADO (BW) PICO DE ACELERACIÓN (BW) 0.282 (0.026) 1.6 (0.32) 1.35 (0.24) 2.38 (0.23) - 0.33 (0.06) 0.31 (0.04) 3.059 (0.059) 0.276 (0.025) 1.81 (0.22) 1.55 (0.26) 2.43 (0.20) - 0.33 (0.02) 0.28 (0.04) TODOS 3.040 (0.061) 0.279 (0.025) 1.72 (0.28) 1.46 (0.26) 2.41 (0.21) - 0.33 (0.04) 0.30 (0.04) % DIF (C-P) 1.37 1.77 11.6 12.9 2.06 0 9.67 Tabla 5.2.- Resultados en el test de carrera con los dos grupos estudiados; pies cavos (C) y planos (P). Los resultados obtenidos en los tests máximos (cambio de dirección y amortiguación de la caída) se muestran en las Tablas 5.3 y 5.4. Se han encontrado diferencias significativas entre pies cavos y planos en dos variables; primero, en la duración del apoyo en el cambio de dirección, siendo mayor el valor que presentaban los pies planos (C = 0.300 s vs P = 0.374 s, p<0.01); en segundo lugar en el primer pico de fuerza de la amortiguación de la caída, con valores superiores en los pies cavos (C = 5.78 BW vs P = 4.29 BW, p<0.05). DURACIÓN CIRCUITO (s) TIEMPO APOYO (s) PICO FUERZA VERTICAL (BW) PICO FUERZA RESULTANTE (BW) CAVOS 2.468 (0.122) 0.300 (0.042) 2.79 (0.76) 1.63 (0.52) PLANOS 2.467 (0.167) 0.374 (0.044) 2.47 (0.59) 1.44 (0.56) TOTAL 2.468 (0.142) 0.339 (0.056) 2.62 (0.67) 1.53 (0.53) % DIFERENCIA (C-P) 0.04 19.78 ** 2.65 12.26 Tabla 5.3: Resultados obtenidos en el test de cambio de dirección con los dos grupos estudiados; pies cavos (C) y planos (P) (** = p < 0.01). 124 Resultados y discusión TBW (s) 1º PICO FUERZA VERTICAL (BW) 2º PICO FUERZA VERTICAL (BW) CAVOS 0.460 (0.136) 5.78 (1.29) 8.32 (1.76) PLANOS 0.570 (0.188) 4.29 (0.81) 7.63 (1.40) TODOS 0.519 (0.170) 4.99 (1.28) 7.95 (1.56) % DIFERENCIA (C-P) 19.30 25.78 * 8.30 Tabla 5.4: Resultados obtenidos en el test de amortiguación de la caída con los dos grupos estudiados; pies cavos (C) y planos (P) (TBW = tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en al gráfica de fuerza-tiempo * = p<0.05). 5.1.1.2.- Discusión Los valores obtenidos en los picos de frenado, valle y aceleración en la marcha y la carrera (Tablas 5.1 y 5.2) han sido similares a los que dan diferentes autores estudiando pies normales; en la marcha se describen entre 1.10-1.56 BW en el pico de frenado, 0.6-0.78 BW en el valle y 1.00-1.35 BW en el pico de aceleración (Brostrom y cols., 2002; Cairns y cols., 1986; Li y Hamill, 2002; Willson y cols., 2001; Plas y cols., 1984; Redfern y cols., 2001). En la carrera los valores que encontramos en la bibliografía oscilan desde 1.52 hasta 1.70 BW en el pico de frenado, valores en torno a 1.28 BW en el valle y desde 2.48 hasta 2.71 BW en el pico de aceleración (Challis, 2001; Kram y Powel, 1989; Munro y cols., 1985; White y cols., 2002). Tanto en la marcha como en la carrera los resultados son análogos a los que hemos obtenido en este estudio (Tablas 5.1 y 5.2). En los patrones de movimiento (marcha y carrera) no han aparecido diferencias en los picos de fuerza entre pies planos y cavos. Puede ser debido a adaptaciones que realiza el sujeto para amortiguar esos picos, que a largo plazo se han relacionado con 125 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo dolor, molestias y lesiones. Grampp y cols. (2000) comentan que puede haber adaptaciones individuales en la forma de andar para reducir las presiones en determinadas partes del pie. Un mecanismo parecido podría darse en las fuerzas de reacción al caminar y correr. Los sujetos con pies con tendencia a recibir fuerzas elevadas podrían modificar consciente o inconscientemente, como mecanismo de protección, los patrones de marcha y carrera reduciendo el riesgo de lesión. Los sujetos estudiados no presentaban lesiones previas, por lo que se podían haber dado estas adaptaciones. Los valores en los picos de fuerza en los tests máximos han sido superiores en los pies cavos y, pese a que las diferencias solo han sido significativas en el primer pico de fuerza de la amortiguación de la caída (C = 5.78 ± 1.29 BW y P = 4.29 ± 0.84 BW; p<0.05) (Figura 5.1), pueden tener importancia ya que estos son movimientos que los sujetos estudiados no están acostumbrados a realizar (los sujetos han sido sedentarios) y por lo tanto no han desarrollado mecanismos de adaptación para disminuir esos picos de fuerza. 12 Pies cavos ns Pies planos Fuerza (BW) 10 8 * 6 4 2 0 F1 F2 Figura 5.1: Diferencias entre el grupo de pies planos y el de pies cavos en las fuerzas de reacción de la amortiguación de la caída ((F1 = primer pico de fuerza; F2 = segundo pico de fuerza; * = p<0.05; ns = diferencias no significativas) 126 Resultados y discusión Los tiempos de duración del apoyo en los tests máximos han sido superiores en los pies planos, pero al igual que sucede en los picos de fuerza las diferencias solo han sido significativas en la duración del apoyo en el cambio de dirección (C = 0.300 ± 0.042 s y P = 0.374 ± 0.044 s; p<0.01) (Figura 5.2), estos valores pueden ser debidos a que los sujetos con pies planos tienen una mayor superficie que entra en contacto con el suelo. ns 0.8 Pies cavos 0.7 Pies planos Tiempo (s) 0.6 0.5 ** 0.4 0.3 0.2 0.1 0 Tiempo apoyo TBW Figura 5.2: Diferencias entre el grupo de pies planos y el de pies cavos en la duración del apoyo del cambio de dirección y en el tiempo transcurrido desde el inicio del contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor del peso en la gráfica de F-T en la amortiguación de la caída (TBW) (** = p<0.01; ns = diferencias no significativas). Teniendo en cuenta las posibles adaptaciones que realizarían sujetos que reciben fuerzas de reacción elevadas en relación a su estructura de pie, el riesgo de padecer lesiones se vería incrementado en la iniciación deportiva, al realizar movimientos nuevos a los que no están adaptados. Las diferencias significativas en este estudio se encontraban justamente en los movimientos máximos, gestos a los que, por ser nuevos, aún no se habían adaptado los sujetos estudiados, ya que eran sedentarios. 127 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Del grupo de los pies cavos, seis de los sujetos manifestaban padecer molestias o dolor en los pies, sin embargo, ningún sujeto con pies planos manifestaba estos síntomas. Sería interesante contemplar la posibilidad de realizar este estudio con plataformas de presiones, donde posiblemente sí se encontrarían diferencias entre estos dos tipos de pies, ya que si consideramos que las fuerzas son similares y la superficie de contacto es menor en los pies cavos, consecuentemente, sus presiones serían mayores en determinadas partes del pie. Ésta, posiblemente, sea una de las causas de los dolores que manifestaban los sujetos con pies cavos. En los tests máximos los pies cavos mostraron mayores valores en los picos de fuerza mientras que los planos los mostraron en la duración de los apoyos, lo que muestra el comportamiento cinético diferente de los sujetos con estos tipos de pie extremo en cuanto a su morfología. Así, en los estudios aplicados de vendaje, si se usan alguno de los tests máximos de este estudio y teniendo en cuenta que Meana (2002) encontró que los sujetos con pies cavos fatigaban más el vendaje, consideramos que deberían estudiarse por separado los casos de pies con tipologías extremas. 128 Resultados y discusión 5.1.2.- Estudio 2: Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en tests de salto Este estudio servirá para poner a punto una metodología de evaluación de tests de salto y amortiguación mediante el análisis de las fuerzas de reacción verticales y cuantificar hasta qué punto el sexo del grupo estudiado condiciona los resultados en estos tests. 5.1.2.1.- Resultados En la Tabla 5.5 se muestran los valores de las variables de la batida, vuelo y la posición del centro de gravedad durante la amortiguación. Las mayores diferencias entre hombres y mujeres se encontraron en la altura del salto (mujeres (M) = 25.61 cm vs hombres (H) = 35.46 cm, p<0.001) y el pico de potencia (M = 39.85 W/kg vs H = 50.23 W/kg, p<0.001). Los valores fueron mayores en el grupo de los hombres. Sin embargo, en la amortiguación de la caída las mujeres obtuvieron mayores desplazamientos del centro de gravedad (M = 11.06% vs H = 10.43%, p<0.05). PP (W/kg) h (cm) hl (%) Lr (%) Todos 47.74 (7.02) 33.09 (5.99) 3.81 (1.92) 10.58 (2.51) Hombres 50.23 (5.64) 35.46 (4.47) 3.78 (1.99) 10.43 (2.43) Mujeres 39.85 (4.78) 25.61 (3.53) 3.88 (1.69) 11.06 (2.72) % Diferencia 20.66 *** 27.78 *** 2.57 5.78 * Tabla 5.5: Resultados obtenidos en las variables de la batida, vuelo y posición del centro de gravedad durante la amortiguación. (PP = pico de potencia alcanzado durante la batida; h = altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; hl = altura del centro de gravedad en el inicio de la amortiguación; Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo; * = p<0.05; *** = p<0.001; ns = no significativa; M = mujeres; H = hombres). En la Tabla 5.6 se muestran los resultados obtenidos en las variables cinéticas de la amortiguación. Las mayores diferencias entre hombres y mujeres se encontraron en 129 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo F2; registrando los hombres mayores valores que las mujeres (M = 5.89 BW vs H = 7.51 BW, p<0.001). Por otro lado también se encontraron diferencias en T2 (M = 0.061 s vs H = 0.054 s, p<0.05), ratio F2/h (M = 23.10 BW/m vs H = 21.32 BW/m, p<0.05) y TBW (M = 0.255 s vs H = 0.231 s, p<0.01), obteniendo las mujeres mayores valores que los hombres. T2 (s) F2 (BW) Ratio F2/h (BW/m) TBW (s) Todos 0.056 (0.028) 7.12 (2.41) 21.75 (6.94) 0.237 (0.111) Hombres 0.054 (0.030) 7.51 (2.38) 21.32 (6.63) 0.231 (0.118) Mujeres 0.061 (0.022) 5.89 (2.06) 23.10 (7.74) 0.255 (0.080) % Diferencia 12.59 * 21.54 *** 8.33 * 10.25 ** Tabla 5.6: Resultados obtenidos en las variables cinéticas durante la amortiguación de la caída del salto. (F2 = segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; h = altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; TBW = tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en al gráfica de fuerza-tiempo; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001; M = mujeres; H = hombres). En las tablas 5.7, 5.8 y 5.9 se muestran las correlaciones entre las variables analizadas en el conjunto de la población en el grupo de hombres y en el de mujeres respectivamente. De todas ellas destacan las obtenidas entre F2 con T2 (rtodos = -0.63, rmujeres = -0.65, rhombres = -0.61 y) (Figura 5), con Lr (rtodos = - 0.56, rmujeres = -0.59, rhombres = -0.55 y) y con hl (rtodos = -0.50, rmujeres = -0.60, rhombres = -0.50). 130 Resultados y discusión h PP T2 F2 TBW PP 0.87 *** T2 -0.32 *** -0.17 ** F2 0.36 *** 0.27 *** -0.63 *** TBW -0.05 ns -0.13 * 0.04 ns -0.39 *** Lr 0.04 ns 0.02 ns 0.29 *** -0.56 *** 0.79 *** hl -0.19 *** -0.01 ns 0.68 *** -0.50 *** -0.10 ns Lr 0.22 *** Tabla 5.7: Correlaciones obtenidas en el conjunto de la población. (PP = pico de potencia alcanzado durante la batida; h = altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; F2 = segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; TBW = tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en al gráfica de fuerza-tiempo; hl = altura del centro de gravedad en el inicio de la amortiguación; Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001; ns = no significativa). h PP T2 F2 TBW PP 0.75 *** T2 -0.41 *** -0.09 ns F2 0.28 ** 0.15 ns -0.65 *** TBW 0.05 ns -0.04 ns -0.11 ns -0.47 *** Lr 0.15 ns 0.13 ns 0.30 ** -0.59 *** 0.86 *** hl -0.30 ** 0.12 ns 0.79 *** -0.60 *** -0.01 ns Lr 0.26 * Tabla 5.8: Correlaciones obtenidas en el grupo de mujeres. (PP = pico de potencia alcanzado durante la batida; h = altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; F2 = segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; TBW = tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en al gráfica de fuerza-tiempo; hl = altura del centro de gravedad en el inicio de la amortiguación; Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001; ns = no significativa). 131 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo h PP T2 F2 TBW PP 0.78 *** T2 -0.24 *** -0.06 ** F2 0.22 *** 0.11 ns -0.61 *** TBW 0.15 ** -0.00 ns -0.04 ns -0.32 *** Lr 0.17 ** 0.11 ns 0.28 *** -0.55 *** 0.76 *** hl -0.23 *** 0.01 ns 0.67 *** -0.50 *** -0.14 * Lr 0.21 *** Tabla 5.9: Correlaciones obtenidas en el grupo de hombres. (PP = pico de potencia alcanzado durante la batida; h = altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; F2 = segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; TBW = tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en al gráfica de fuerza-tiempo; hl = altura del centro de gravedad en el inicio de la amortiguación; Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001; ns = no significativa). 5.1.2.2.- Discusión Los valores encontrados en F2 ( F2todos = 7.12 ± 2.41 BW; F2mujeres = 5.89 ± 2.06 BW; F2hombres = 7.51 ± 2.38 BW) (Tabla 5.6) han sido superiores a los obtenidos por otros autores que analizaban caídas desde alturas similares a las alcanzadas en el vuelo por la población estudiada (htodos = 33.09 ± 5.99 cm; hmujeres = 25.61 ± 3.53 cm; hhombres = 35.46 ± 4.47 cm). McNitt-Gray (1991, 1993), Self y Paine (2001) y Prapavessis y McNair (1999) obtuvieron valores en F2 desde 4.16 hasta 4.51 BW en hombres jóvenes activos, atletas recreacionales y un grupo de hombres y mujeres, respectivamente. Cayendo desde alturas de 0.72 m, McNitt-Gray (1991, 1993) también obtuvo valores inferiores en F2 que los medidos en el presente trabajo (F2 = 6.38 ± 1.7 BW). La explicación de los valores superiores en F2 de los sujetos de nuestro estudio, podría estar en que centraron su atención en alcanzar la máxima altura en el salto, descuidando la correcta amortiguación, algo que parece normal en situaciones reales de test, 132 Resultados y discusión deportivas o de pruebas de ingreso como la estudiada. Aunque en la situación analizada, no tuvimos capacidad de solicitar a los sujetos un nuevo intento en el que buscasen el doble objetivo de saltar el máximo y amortiguar también al máximo, sería interesante evaluar si F2 se reduciría significativamente en dicho caso sin menguar la altura del salto, pues de ser así, se podrían planificar intervenciones que buscaran conseguir amortiguaciones más blandas conservando la altura del salto. Al contrario de lo esperado, las mujeres obtuvieron menores valores en el segundo pico de fuerza vertical (Figura 5.3), lo que las situaría con un menor riesgo de lesión desde un punto de vista cinético en la amortiguación de saltos máximos. Asímismo, las mujeres retrasaban el impacto del talón con el suelo, tenían un mayor recorrido del centro de gravedad durante la amortiguación (Figura 5.3) y mayores valores en TBW, lo que nos lleva a pensar que su forma de amortiguar era diferente a la de los hombres. Figura 5.3: Diferencias entre el grupo de hombres y el de mujeres en el valor del segundo pico de fuerza vertical durante la amortiguación (F2) y el recorrido del centro de gravedad desde el instante de contacto con el suelo hasta el punto más bajo que se alcanzaba durante la amortiguación (Lr). (* = p<0.05; *** = p<0.001). 133 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Las diferencias encontradas en F2 entre el grupo de hombres y mujeres (Tabla 5.6 y Figura 5.3) coinciden con los resultados obtenidos por Hewett y cols. (1996), que estudiando caídas de salto verticales con movimientos libres de los brazos, referían mayores valores en los hombres, a los que los autores atribuían por ello un mayor riesgo de lesión. En este sentido cabe destacar que, al igual que sucedía en el estudio de Hewett y cols. (1996), el grupo de los hombres de nuestro estudio caía en sus saltos desde una altura superior al de las mujeres (M = 25.61 ± 3.53 cm y H = 35.46 ± 4.47 cm, p<0.001) (Tabla 5.5) (Figura 5.4). Los resultados contrastan con lo que se esperaba y con lo observado en otros estudios (Ford y cols., 2003; Kernozek y cols., 2005) donde encontraron que las mujeres tenían mayores picos de fuerza en la amortiguación de caídas. En este sentido cabe destacar que si se divide F2 por la altura desde la que se realiza la amortiguación, que en este caso se corresponde con la altura de los saltos, los resultados se invierten mostrando las mujeres mayores valores que los hombres (M = 23.10 ± 7.74 BW/m y H = 21.32 ± 6.63 BW/m, p<0.05). Figura 5.4: Diferencias entre el grupo de hombres y el de mujeres en la altura del salto y en el pico de potencia durante la fase de batida. (*** = p<0.001). 134 Resultados y discusión Creemos que los resultados de este estudio podrían ser diferentes si la altura desde la que se realizaba la amortiguación fuera mayor y la misma en ambos grupos. Parece que en alturas elevadas, superiores a las alcanzadas en un salto vertical los resultados se invierten. En el estudio de Ford y cols. (2003) ambos grupos cayeron desde 31 cm y no se encontraron diferencias en las fuerzas de reacción. Sin embargo, en el estudio de Kernozek y cols. (2005) ambos grupos cayeron desde una altura más elevada, 60 cm, y en este caso las mujeres obtuvieron mayores valores en las fuerzas de reacción que los hombres. En esta misma línea, en el Estudio 3 de la presente tesis, encontramos que cuando el grupo de hombres y mujeres se dejaba caer desde una altura forzada y similar (75 cm) las mujeres obtenían valores superiores a los hombres, por lo tanto la altura desde la que se realiza la amortiguación parece tener una gran importancia para establecer las diferencias de sexo en las fuerzas de reacción verticales. En otro estudio de Hewett y cols. (2005) analizando exclusivamente a mujeres, comprobaron que las que posteriormente sufrieron lesiones de ACL tenían una mayor extensión de los miembros inferiores al inicio de la amortiguación, debido a que esta posición incrementaba la tensión que tenía que soportar el ACL y con ello el riesgo de lesión. En este estudio se podría ver reflejada esta extensión indirectamente a partir de la altura del centro de gravedad al inicio de la amortiguación. Contrario al trabajo de Hewett y cols. (2005), el grupo de los hombres aterrizó con una posición más elevada del centro de gravedad (con los miembros inferiores más extendidos) aunque las diferencias no fueron significativas (hlmujeres = 3.88 ± 1.69%; hlhombres = 3.78 ± 1.99%). Hemos encontrado correlaciones negativas entre F2 y T2, tanto en el conjunto de la población (r = -0.63; p < 0.001) (Figura 5.5) como en los grupos de hombres 135 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo (r = -0.61; p < 0.001) y mujeres (r = -0.65; p < 0.001). Esto nos indica que retrasar el instante en el que se da F2 reduce su valor. Otra posible forma de reducir este valor sería alargando el tiempo de amortiguación, al utilizar un mayor recorrido del centro de gravedad. Coincidiendo con esta idea, se han encontrado leves correlaciones negativas entre F2 y Lr, tanto en el conjunto de la población estudiada (r = -0.56; p < 0.001), como en los grupos de hombres (r = -0.55; p < 0.001) y de mujeres (r = -0.59; p < 0.001). Por otro lado, no se han encontrado correlaciones importantes entre las variables de la amortiguación y la potencia de la batida o la altura de salto. Esto nos sugiere que la técnica de amortiguación es más importante que la fuerza explosiva para reducir los valores de F2. También se refuerza la importancia que tiene el enseñar a caer bien y justificaría el aprendizaje y entrenamiento de una correcta técnica de amortiguación en diferentes ámbitos, como la escuela o los centros de medicina deportiva. A B F2 = 11.73 - 79.70 * T2 r = -0.61, P < 0.001 F2 = 9.69 - 62.01 * T2 r = -0.65, P < 0.001 16 18 o Males Hombres 14 Females Mujeres 16 14 12 F2 (BW) F2 (BW) 12 10 8 10 8 6 6 4 2 0.00 4 0.01 0.02 0.03 0.04 0.05 T2 (s) 0.06 0.07 0.08 0.09 0.10 2 0.00 0.02 0.04 0.06 0.08 0.10 0.12 T2 (s) Figura 5.5: Correlación entre el segundo pico de fuerza (F2) y el instante en el que sucedía (T2) en el grupo de los hombres (A) y en el grupo de las mujeres (B). (BW = veces el peso corporal). El comportamiento cinético durante las batidas y las amortiguaciones de los saltos de los hombres ha sido diferente al de las mujeres. Esto sugiere que, atendiendo a la homogeneidad en la muestra, ambos grupos deberían ser estudiados de forma independiente. La ausencia de relación entre las variables de la amortiguación y la 136 Resultados y discusión potencia mostrada en la batida indica que para reducir las fuerzas de reacción durante amortiguaciones de saltos podría ser más importante la técnica utilizada que la potencia de las extremidades inferiores. De este estudio nació la idea de estudiar comparativamente hombres y mujeres en otros tests de amortiguación que no partieran de un salto previo, sino de una caída desde una superficie elevada, por ver si se mantienen las relaciones encontradas en este estudio. 137 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 138 Resultados y discusión 5.1.3.- Estudio 3: Diferencias de sexo en las fuerzas de reacción del suelo en seis tipos de amortiguación Este estudio servirá para perfeccionar la metodología de tests de amortiguación (previo salto y desde superficies elevadas) ahondando en las diferencias entre sexos y en las diferentes relaciones entre variables. 5.1.3.1.- Resultados En un estudio piloto, llevado a cabo con cinco sujetos, el ICC fue muy alto para todas las variables de la amortiguación (0.90-0.99). Los errores típicos en F2, T2, F1, T1 y TBW fueron 0.30 BW, 0.001 s, 0.17 BW, 0.001 s y 0.025 s, respectivamente. El error típico, expresado como coeficiente de variación (Hopkins, 2000) para cada variable fue: F2 = 5.4%, T2 = 2.7%, F1 = 4.9%, T1 = 7.7% y TBW = 3.4%. Los promedios, desviaciones estándar y ranking (posición de la media con respecto al resto de tests) de las variables consideradas en los seis tests, se pueden ver en la Tabla 5.10. Se encontraron diferencias significativas entre el grupo de hombres y mujeres en F2 en las siguientes pruebas: WUE (M = 8.10 BW vs H = 6.14 BW, p<0.01), UE (M = 7.01 BW vs H = 5.51 BW, p<0.05), BDJ (M = 8.15 BW vs H = 5.73 BW, p<0.001) y SAL (M = 7.43 BW vs H = 5.48 BW, p<0.001). En T2 se obtuvieron diferencias significativas en los tests de WUE (M = 0.037 s vs H = 0.042 s, p<0.05) y SAL (M = 0.048 s vs H = 0.056 s, p<0.05). En el ratio entre F2 y T2 se obtuvieron diferencias significativas de p<0.01 en WUE, BDJ y SAL y diferencias de p<0.05 en UE, mientras que en el TBW las diferencias no fueron significativas. 139 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo MUJERES F2 (BW) T2 (s) Ratio F2/T2 TBW h (m) Media (SD) RANKING Media (SD) RANKING Media (SD) RANKING Media (SD) RANKING Media (SD) RANKING WUE 8.10 (1.42) 2 ** 0.037 (0.006) 6 * 229.96 (68.75) 1 ** 0.591 (0.125) 2 0.75 UE 7.01 (1.61) 4 * 0.039 (0.005) 4 187.38 (55.75) 3 * 0.593 (0.123) 1 0.75 BDJ 8.15 (1.77) 1 *** 0.038 (0.007) 5 224.22 (90.16) 2 ** 0.511 (0.117) 3 0.75 ADJ 6.50 (1.94) 5 0.047 (0.017) 3 172.00 (111.73) 4 0.336 (0.132) 5 0.29 (0.04) 1 *** SAL 7.43 (1.58) 3 *** 0.048 (0.007) 2 * 160.55 (53.34) 5 ** 0.283 (0.051) 6 0.75 CMJ 5.26 (1.18) 6 0.055 (0.021) 1 127.07 (95.69) 6 0.383 (0.161) 4 0.27 (0.03) 2 *** HOMBRES F2 (BW) T2 (s) Ratio F2/T2 TBW h (m) Media (SD) RANKING Media (SD) RANKING Media (SD) RANKING Media (SD) RANKING Media (SD) RANKING WUE 6.14 (1.62) 3 0.042 (0.007) 5 154.38 (57.48) 1 0.626 (0.118) 2 0.75 UE 5.51 (1.50) 5 0.043 (0.007) 4 136.78 (54.14) 3 0.659 (0.165) 1 0.75 BDJ 5.73 (1.60) 4 0.042 (0.005) 5 142.08 (48.75) 2 0.537 (0.076) 3 0.75 ADJ 6.63 (2.49) 1 0.055 (0.014) 2 135.16 (74.60) 5 0.369 (0.172) 5 0.43 (0.07) 1 SAL 5.48 (1.20) 6 0.056 (0.012) 1 104.57 (38.44) 6 0.317 (0.062) 6 0.75 CMJ 6.33 (2.51) 2 0.050 (0.011) 3 135.95 (64.67) 4 0.410 (0.134) 4 0.40 (0.05) 2 Tabla 5.10: Promedios, desviaciones estándar y ranking (orden entre los 6 tests, de mayor a menor) de las variables estudiadas (F2 = 2º pico de fuerza; T2 = tiempo hasta F2; TBW = tiempo desde el comienzo de la amortiguación hasta que se cruza el valor del peso; h = altura desde la que se realizaba la caída o la que alcanzaba el centro de gravedad previamente a la caída, WUE = amortiguación sin ayuda de brazos; UE = amortiguación con ayuda de brazos; BDJ = amortiguación antes del Drop Jump; ADJ = amortiguación después del Drop Jump; SAL = salida después de la amortiguación; CMJ = Salto con contramovimiento; * = p<0.05 hombres vs. mujeres; ** = p<0.01 hombres vs. mujeres; *** = p<0.001 hombres vs. mujeres). La ANOVA muestra una interacción para F2 (sexo × tipo de amortiguación), con mayores picos de fuerza en el grupo de las mujeres en los tests cayendo desde 0.75 m, y mayores valores para los hombres en las amortiguaciones de los tests que partían desde el suelo (p<0.001). T2 fue mayor en el grupo de los hombres (p<0.05) y en las amortiguaciones desde 0.75 m (p<0.001). El grupo de los hombres consiguió mayores alturas en los saltos que el grupo de las mujeres (p<0.001). Al comparar los valores de F2 en los seis tests, sólo se encontraron diferencias significativas en el grupo de mujeres (Tabla 5.11). 140 Resultados y discusión WUE UE BDJ ADJ SAL * (M) *** (M) WUE UE *** (M) * (M) BDJ ADJ * (M) * (M) SAL CMJ *** (M) * (M) *** (M) Tabla 5.11: Diferencias significativas encontradas al comparar F2 en los seis tests (M = mujeres; WUE = amortiguación sin ayuda de brazos; UE = amortiguación con ayuda de brazos; BDJ = amortiguación antes del Drop Jump; ADJ = amortiguación después del Drop Jump; SAL = salida después de la amortiguación; CMJ = salto con contramovimiento; * = p<0.05; *** = p<0.001). En ambos grupos se encontraron correlaciones significativas entre F2 y T2 en los tests WUE (M: r = -0.55, p<0.05; H: r = -0.76, p<0.01), UE (M: r = -0.57, p<0.05; H: r = -0.84, p<0.001), y SAL (M: r = -0.72, p<0.05; H: r = -0.59, p<0.05). En el grupo de las mujeres, se observó una correlación negativa entre F2 y T2 en el test BDJ (r = 0.62, p<0.05); en el grupo de los hombres, las mismas variables correlacionaron en los tests ADJ y CMJ, r = -0.60 y r = -0.59, p<0.05, respectivamente. En el conjunto de la población estudiada, la masa muscular, expresada como un porcentaje de la masa total del sujeto, correlacionó significativamente con la altura del salto en el test ADJ (r = 0.79, p<0.001) y en el test CMJ (r = 0.78, p<0.001). Hubo correlaciones significativas entre la altura de los saltos en los tests ADJ y CMJ y los valores de F2 en los tests de amortiguación desde 0.75 m (ADJ test: WUE: r = - 0.60; BDJ: r = -0.65; SAL: r = -0.54, p<0.05 and CMJ test: WUE: r = - 0.59; BDJ: r = -0.70; SAL: r = -0.53, p<0.05). lo que nos indica que en la amortiguación desde superficies elevadas (0.75 m) los sujetos que tenían mayor fuerza explosiva mostraban menores valores en F2. 141 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 5.1.3.2.- Discusión En los aterrizajes es fundamental el control de la amortiguación. Esto se vería reflejado en la consecución de un patrón de movimiento que fuera reproducible. Los coeficientes de variación obtenidos en el estudio piloto estuvieron entre 2.7% y 7.7%. Los coeficientes de variación de F2 (5.4%) han sido inferiores a los registrados por Schot y cols. (2002) (12-35%) estudiando a sujetos jóvenes, activos y sin lesiones. Creemos que esto es debido al periodo de familiarización, que posiblemente en el estudio de Schot y cols. (2002) no fuera el suficiente. Los deportistas deberían tener totalmente automatizado el patrón de la caída para poder realizar amortiguaciones adecuadas y sin riesgo, pudiéndose centrar en otros aspectos del juego. Aun así, hay numerosas situaciones reales de juego en las que, debido a la incertidumbre de la acción, pueden aparecer factores que incrementen el riesgo como, por ejemplo, una colisión inesperada en el vuelo. Los picos de fuerza vertical y el instante en el que sucedían durante amortiguaciones simétricas eran diferentes entre el grupo de hombres y el de mujeres. Cuando se organizaron los valores de F2 desde el mayor al menor, el ranking resultante fue diferente en los hombres (BDJ > WUE > SAL > UE > ADJ > CMJ) que en las mujeres (ADJ > CMJ > WUE > BDJ > UE > SAL). El grupo de los hombres tuvo mayores valores en F2 (no significativos) en las amortiguaciones después de un salto previo desde el suelo (ADJ y CMJ), donde la altura desde la que se caía era menor. Esto fue probablemente debido a que los hombres tuvieron mayores alturas de salto que las mujeres (p<0.001) en los tests de salto (Figura 5.6). No obstante, los valores de F2 en el grupo de las mujeres fueron significativamente mayores en los tests de amortiguación desde 0.75 m (WUE, p<0.01; UE, p<0.05; BDJ y SAL, p<0.001) (Figura 5.7). En el presente estudio se incluyeron amortiguaciones desde 0.75 m como una forma de forzar el movimiento de amortiguación y sus mecanismos para disipar las fuerzas de reacción. 142 Resultados y discusión 0.6 *** Mujeres Hombres *** Altura de salto (m) 0.5 0.4 0.3 0.2 0.1 0 ADJ CMJ Figura 5.6: Diferencias entre el grupo de hombres y el grupo de mujeres en la altura del drop jump (ADJ) y del salto con contramovimiento (CMJ) (*** = p<0.001). 12 10 Mujeres ** ** Hombres ns * *** ns SAL CMJ F2 (BW) 8 6 4 2 0 WUE UE BDJ ADJ Figura 5.7: Diferencias entre el grupo de hombres y el grupo de mujeres en el valor del segundo pico de fuerza vertical (F2) (WUE = amortiguación sin ayuda de brazos; UE = amortiguación con ayuda de brazos; BDJ = amortiguación antes del Drop Jump; ADJ = amortiguación después del Drop Jump; SAL = salida después de la amortiguación; CMJ = Salto con contramovimiento; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001). 143 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo Las diferencias significativas halladas en los picos de fuerza de los diferentes tests de amortiguación sugieren que las mujeres estuvieron más influenciadas por la altura de la caída y por el tipo de amortiguación, mientras que los hombres pudieron controlar mejor las diferencias en la altura desde la que se realizaba el test. Como en el trabajo de Swartz y cols. (2005), no encontramos diferencias entre el grupo de hombres y el de mujeres en las amortiguaciones de los tests de salto (ADJ y CMJ), aunque ha habido estudios previos que han mostrado mayores picos de fuerza durante la amortiguación en los hombres (Hewett y cols., 1996). En el presente estudio parece que los grupos seguían una tendencia diferente que los jugadores de voleibol, hombres y mujeres, de Hewett y cols. (1996), cuyos resultados estuvieron probablemente condicionados por el entrenamiento previo de los sujetos. Los sujetos de nuestro estudio fueron físicamente activos, pero ninguno de ellos estaba involucrado en un entrenamiento regular. Se ha referenciado que las mujeres utilizan diferentes estrategias que los hombres durante las amortiguaciones (Chappell y cols., 2002; Chappell y cols., 2005; Yu y cols., 2005), y está demostrado que las mujeres atletas tienen un mayor ratio de lesión que los hombres (Hewett, 2000). El entrenamiento neuromuscular desciende el valor de las fuerzas de reacción durante la amortiguación de caídas (Hewett y cols., 1996) y reduce la incidencia de lesiones en mujeres atletas (Hewett y cols., 1999). Estos hallazgos están indirectamente reflejados en nuestros datos, porque los sujetos que tuvieron mayores alturas de salto en los tests ADJ y CMJ mostraron menores valores de F2 en las amortiguaciones desde 0.75 m (WUE, UE, BDJ y SAL). Esto parece establecer una relación entre la fuerza explosiva de las extremidades inferiores y la habilidad para realizar amortiguaciones suaves desde alturas elevadas, fortaleciendo la hipótesis de que una mayor tensión 144 Resultados y discusión muscular podría reducir los valores en las fuerzas de reacción verticales durante las amortiguaciones. Nuestros resultados solo hacen referencia a las fuerzas de reacción verticales, pero nos muestran un mayor riesgo de lesiones agudas o por acumulación de impactos en mujeres jóvenes activas, aun sin considerar otros factores como la cinemática y la activación muscular. Otros estudios han descrito el mayor riesgo de lesión en el ACL durante amortiguaciones en mujeres atletas, comparado con hombres de las mismas características (Colby y cols., 2000; Malinzak y cols., 2001; Decker y cols., 2003; Ford y cols., 2003; Hargrave y cols., 2003; Zazulak y cols., 2005). Estas diferencias hacen referencia a la activación muscular, posición de los segmentos corporales durante momentos clave en el movimiento de amortiguación, y características antropométricas. Respecto a las fuerzas de reacción se podría pensar que su incremento podría repercutir negativamente en la transmisión de mayores fuerzas a los ligamentos, sobre todo en ciertos instantes en los que son más vulnerables (Pflum y cols., 2004). En este sentido, las diferencias de sexo han aparecido solo en caídas desde alturas considerables. En futuros trabajos debería cuantificarse si estas diferencias guardan relación con las diferencias en fuerza explosiva de hombres y mujeres o con aspectos de su constitución y biomecánica. Considerando que las mujeres mostraban valores más elevados en las fuerzas de reacción verticales en las amortiguaciones desde alturas elevadas (0.75 m), pensamos que sería adecuado realizar intervenciones a diferentes niveles, escolares y adultos, para conseguir reducir estos picos de fuerza, que a largo plazo podrían estar involucrados en el origen de lesiones (Gerberich y cols., 1987; Dufek y Bates, 1991). En este sentido 145 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo algunos autores han realizado intervenciones utilizando instrucciones (Prapavessis y cols., 2003), feedback (Onate y cols., 2001), o entrenamientos específicos (Hewett y cols., 1996) obteniendo todos ellos, tras breves periodos de tiempo, la reducción de las fuerzas de reacción verticales una vez finalizada la intervención. Se ha cuantificado el peso que tienen los miembros superiores en la amortiguación de la caída, hallando la diferencia en F2 entre los tests WUE y UE. El uso de los miembros superiores ha reducido el valor de F2 un 13.46% en Mujeres y un 10.26% en Hombres (Figura 5.8). Un correcto uso de los miembros superiores en la amortiguación, que no siempre es posible en el deporte, puede ayudar a minimizar las fuerzas de impacto y reducir el riesgo de lesión. 10 *** WUE UE *** 9 8 F2 (BW) 7 6 5 4 3 2 1 0 Mujeres Hombres Figura 5.8: Diferencias en el valor del segundo pico de fuerza durante la amortiguación (F2) por la utilización de los miembros superiores (WUE = amortiguación sin ayuda de brazos; UE = amortiguación con ayuda de brazos; *** = p<0.001). 146 Resultados y discusión Las correlaciones obtenidas entre F2 y T2 en el conjunto de la población y en ambos grupos por separado, han mostrado que si F2 sucede más tarde en el tiempo su valor es menor, en concordancia con los resultados obtenidos por Hewett y cols. (2005), Devita y Skelly (1991), Hewett (2000) y con el Estudio 2. Al contrario de cómo se podía pensar, el valor de F2 no ha guardado relación con la altura desde la que se caía, no obteniéndose correlaciones entre F2 y la altura de caída en los saltos que partían del suelo (DJ y CMJ). Esto podría apoyar la idea de que una correcta técnica en la amortiguación de la caída del salto, podría tener al menos la misma importancia que la altura desde la que se cae, en la obtención de registros bajos de fuerzas de reacción verticales durante el impacto de amortiguaciones de saltos. En este estudio se ha observado que las características cinéticas de las amortiguaciones desde alturas elevadas han sido diferentes en hombres y mujeres. Las mujeres han sido más sensibles a los diferentes tipos de amortiguación, mostrando mayores valores en los picos de fuerza cuando se realizaban amortiguaciones desde alturas elevadas, mientras que los hombres han mostrados los mismos valores en los tests previo salto y en los tests cayendo desde 0.75 m. 147 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 148 Resultados y discusión 5.2.- ESTUDIOS APLICADOS 5.2.1- Estudio 4: Influencia del vendaje no elástico de tobillo en el equilibrio y el salto Este estudio servirá para analizar la influencia del vendaje funcional preventivo de tobillo en dos tests de equilibrio y un test de salto. Se ha utilizado un solo grupo (de hombres y mujeres) debido a que otros autores han estudiado tests de equilibrio con un solo grupo (Hertel y cols., 1996; Bennell y Goldie, 1994) y en otros estudios no han encontrado diferencias entre sexo en este tipo de tests (Kitabayashi y cols., 2004). También encontramos estudios que analizan la batida y amortiguación de saltos con contramovimiento con un grupo de sujetos (hombres y mujeres) sin hacer referencia a las diferencias de sexo, éste es el caso de Barceló (2004). 5.2.1.1.- Resultados En un estudio piloto, llevado a cabo con seis sujetos, el ICC fue muy alto para todas las variables (0.94-0.99). Los errores típicos en la altura del salto, valor de F2, área recorrida por el centro de presiones en el test de equilibrio estático sobre apoyo monopodal y en los aciertos del test de ajuste postural fueron 0.16 cm, 0.11 BW, 7.37 cm2 y 2.47%, respectivamente. El error típico, expresado como coeficiente de variación (Hopkins, 2000) para cada variable fue: altura de salto = 0.7%, F2 = 2.2%, área barrida = 9.9% y aciertos = 3.5%. En las Tablas 5.12 y 5.13 se muestran los promedios, desviaciones estándar, % de diferencia y nivel de significación de las variables estudiadas en los tests de equilibrio y salto, respectivamente. Sólo se han encontrado diferencias significativas en el promedio de X en el test de equilibrio estático (N = 40.19 cm vs T = 43.42 cm, 149 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo p<0.05) y en los valores de F2 en la amortiguación de la caída (N = 5.38 BW vs T = 6.04 BW, p<0.05), en ambos casos han obtenido valores superiores los sujetos con el tobillo vendado. TESTS DE EQUILIBRIO Ajuste postural Equilibrio estático Tiempo (s) Aciertos (%) Promedio X (cm) Promedio Y (cm) Area (cm2) N 2.125 (0.273) 60.00 (10.89) 40.2 (5.1) -30.3 (19.0) 88.17 (50.09) T 2.284 (0.271) 60.23 (11.90) 43.4 (6.9) -27.1 (17.9) 91.14 (38.88) % diferencia 7.55 0.37 10.60 3.36 8.05 * Tabla 5.12: Diferencias entre las condiciones estudiadas (sin vendaje vs con vendaje) en el rendimiento de los tests de equilibrio (N = sin vendaje, T = con vendaje de tobillo, * = p<0.05). TEST DE SALTO Fase de batida Fase de amortiguación PF (BW) PP (W/kg) h (cm) F1 (BW) F2 (BW) T1 (s) T2 (s) TBW (s) N 2.48 (0.23) 46.92 (9.90) 0.33 (0.10) 2.49 (0.94) 5.38 (1.61) 0.017 (0.009) 0.057 (0.023) 0.350 (0.169) T 2.52 (0.29) 45.82 (8.18) 0.32 (0.10) 2.41 (1.22) 6.04 (1.87) 0.013 (0.005) 0.052 (0.019) 0.327 (0.143) % diferencia 1.37 0.98 3.28 23.62 6.43 16.88 2.35 12.35 * Tabla 5.13: Diferencias entre las condiciones estudiadas (sin vendaje vs con vendaje) en el salto con contramovimiento (N = sin vendaje; T = con vendaje de tobillo; PF = pico de fuerza vertical durante la batida; PP = pico de potencia durante la batida; h = altura del salto; F1 = valor del primer pico de fuerza durante la amortiguación; F2 = valor del segundo pico de fuerza; T1 = tiempo transcurrido desde el primer instante de contacto hasta F1; T2 = tiempo transcurrido desde el primer instante de contacto hasta F2; TBW = tiempo desde el comienzo de la amortiguación hasta que se cruza el valor del peso; * = p<0.05). En la Tabla 5.14 se muestran las principales correlaciones entre las condiciones sin vendaje y con vendaje. Se han encontrado correlaciones significativas en todos los tests realizados excepto en el de ajuste postural. Hubo una correlación negativa entre F2 y T2 en las dos condiciones (T: r = -0.66, p<0.01; N: r = -0.58, p<0.05). 150 Resultados y discusión Variable r Area equilibrio estatico 0.80*** PF 0.73** PP 0.92*** h 0.98*** F1 0.93*** F2 0.87*** T1 0.61* T2 0.83*** TBW 1.00*** Tabla 5.14: Principales correlaciones encontradas entre los tests con vendaje y sin vendaje (área equilibrio estático = área barrida por el centro de presiones en el test de equilibrio estático; PF = pico de fuerza; PP = pico de potencia; h = altura del salto; F1 = valor del primer pico de fuerza durante la amortiguación; F2 = valor del segundo pico de fuerza durante la amortiguación; T1 = tiempo transcurrido desde el primer instante de contacto hasta F1; T2 = tiempo transcurrido desde el primer instante de contacto hasta F2; TBW = tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que el valor de las fuerzas de reacción cruzaban por primera vez el peso del sujeto; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001). 5.2.1.2.- Discusión No se han encontrado disminuciones en el rendimiento por la utilización del vendaje en los tests de equilibrio (Tabla 5.12). Estos resultados van en la línea de autores como Hertel y cols. (1996) y Paris (1992), que no encontraban diferencias al utilizar vendaje en tests de equilibrio estático. Otros autores como Bennell y Goldie (1994) encontraban que el equilibrio empeoraba con vendaje. Por otro lado, Feuerbach y Grabiner (1993) encontraron una mejora del equilibrio con vendaje. Esta discrepancia en los resultados puede ser explicada por las diferentes posiciones en las que los sujetos deben mantener el equilibrio mientras realizan los test. Por ejemplo, Bennell y Goldie (1994), que encontraron diferencias con la utilización del vendaje, realizaban el test con la pierna libre a 10 cm del suelo y con los ojos cerrados, una posición que puede ser menos estable que la utilizada en nuestro estudio. Creemos que en la medida en que el test aumente su dificultad va a ser más fácil que aparezcan diferencias. Por otro lado el vendaje va a actuar de forma diferente en tests de equilibrio estático y dinámico. En los tests estáticos, la presión que ejerce el vendaje en las diferentes estructuras del tobillo puede influir en un mayor control y una mejora en el resultado del test aumentando la propiocepción de la zona con la tensión ejercida por las tiras. Sin embargo, la limitación 151 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo articular que ofrece el vendaje puede ser el factor que predomine en los peores resultados obtenidos con vendaje en algunos de los tests de equilibrio dinámico. Las diferencias encontradas en la posición media de X entre las situaciones T y N en el test de equilibrio estático (p<0.05) muestran que el vendaje modificó la posición del centro de presiones durante el test, lo que nos indica que pese a no encontrar diferencias en el área recorrida por el centro de presiones en este test, el vendaje influyó en la alineación de los segmentos durante la realización de la prueba. Al contrario de lo registrado en estudios previos (Burks y cols., 1991; Mackean y cols., 1995; Verbrugge, 1996) no ha habido descenso del rendimiento durante la fase de batida en el salto. Los autores que han encontrado descenso en la altura de los saltos con vendaje suelen analizar saltos tipo Abalakov, sin estandarizar los movimientos previos de brazos, ni del resto del cuerpo. En nuestro estudio el sujeto partía de parado y no podía realizar ningún movimiento previo al salto. Es posible que el vendaje tenga una influencia diferente dependiendo del tipo de salto que estemos registrando. En este sentido Barceló (2004) estudiando la influencia de tres tipos de vendaje, dos preventivos y uno terapéutico, en la altura del salto con contramovimiento (similar al de nuestro estudio), concluyó que los vendajes preventivos no influyeron en la altura del salto mientras que el vendaje terapéutico sí produjo un descenso de la altura. La limitación que puede producir el vendaje en los movimientos previos a la batida y la mayor coordinación requerida podría condicionar una menor altura de salto en situaciones reales de competición, y no en determinados tests, partiendo desde parado y sin usar las extremidades superiores. 152 Resultados y discusión Se ha registrado un incremento de 0.66 BW en los valores de F2 en la amortiguación de la caída del test de salto con vendaje (N = 5.38 ± 1.61 BW y T = 6.04 ± 1.87 BW; p<0.05). Algunos autores han relacionado valores más altos en F2 con un mayor riesgo de lesión (Dufek y Bates, 1991; hewett y cols., 2005; Louw y cols., 2006). En las situaciones deportivas reales hay que estar atento a otros aspectos del juego (compañeros, balón, choques,…) por lo que es fundamental tener automatizado el movimiento de amortiguación para evitar picos de fuerza elevados durante las caídas mientras los sujetos están centrando su atención en otros aspectos del juego. Hay que tener en cuenta que en nuestro estudio los sujetos no habían usado nunca vendaje funcional preventivo de tobillo y sería interesante estudiar también hasta qué punto los sujetos acostumbrados al vendaje son capaces de minimizar o eliminar estos riesgos de nuevas lesiones. Las correlaciones encontradas entre las variables registradas con y sin vendaje (Tabla 5.14) nos muestran que el vendaje funcional preventivo de tobillo tuvo la misma influencia en todos los sujetos. Al igual que en los estudios anteriores destaca la correlación negativa encontrada en la amortiguación de la caída, entre F2 y T2, tanto en los tests realizados con vendaje (r = -0.66; p<0.01), como en los realizados sin vendaje (r = -0.58; p<0.05). Esto nos indica que se registraron valores superiores de fuerza cuando F2 se situó antes en el tiempo. Si al inicio de la amortiguación la musculatura extensora (sobre todo la del tobillo) realiza un trabajo excéntrico importante, F2 se retrasará en el tiempo, la musculatura absorberá parte del impacto y se reflejará en un descenso de F2. Hay que señalar que muchos vendajes actúan también limitando el grado de extensión del tobillo lo que puede ayudar a incrementar todavía más el valor de F2. 153 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo El vendaje funcional preventivo no elástico de tobillo no ha mostrado influencia sobre el rendimiento en los tests de equilibrio y salto realizados. Sin embargo, la utilización del vendaje podría conllevar un mayor riesgo de lesión durante la amortiguación de la caída del salto, por incrementar el valor del segundo pico de fuerza. 154 Resultados y discusión 5.2.2.- Estudio 5: Vendaje elástico vs no elástico Este estudio se realiza teniendo en cuenta, por un lado, los resultados de puesta a punto metodológica de los estudios previos, en los que las mujeres se han comportado de forma más sensible frente a diferentes tipos de amortiguación (cambiando los resultados según el test realizado) y, por otro lado, el estudio aplicado en el que el vendaje no elástico no ha influido sobre los tests de equilibro, pero que posiblemente tenga cierta influencia en la amortiguación de caídas posteriores a saltos desde el suelo. Se ha decidido realizar este estudio, para estandarizar la muestra, con un grupo del mismo sexo (mujeres) que no tuviera tipologías de pies extremas. En este último estudio se analizó la influencia de dos vendajes funcionales preventivos de tobillo (elástico vs no elástico) en varios tests de salto y amortiguación y se midió el efecto de la fatiga de ambos vendajes tras someterse a 30 minutos de ejercicio intenso. 5.2.2.1.- Resultados En un estudio piloto llevado a cabo con 13 sujetos, los ICC fueron muy altos en todas las variables (0.89-0.98). Los errores típicos en la flexión dorsal, flexión plantar, inversión y eversión fueron 0.85º, 0.96º, 0.87º y 0.85º, respectivamente. El error típico, expresado como coeficiente de variación (Hopkins, 2000) para cada variable fue: flexión = 6.7%, extensión = 1.6%, inversión = 3.5% y eversión = 10.6%. Ambos vendajes produjeron una restricción en el movimiento de extensión y el de inversión (p<0.001), mientras que no influyeron significativamente sobre el de flexión ni el de eversión. En los dos vendajes aumentó el ROM tras el ejercicio; en la extensión (IT =4.75º, p<0.05; ET = 3.70º, p<0.001) y en la inversión (IT = 5.00º, p<0.05; ET = 4.37º, p<0.001) (Tabla 5.15). El vendaje no elástico se fatigó más que el 155 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo elástico en la inversión (p<0.05). En la flexión plantar, pese a que el vendaje no elástico tenía mayores valores en la fatiga la diferencia no fue significativa (p=0.25). En las mediciones hechas sin vendaje al inicio y al final de las sesiones IT y ET, solamente en la extensión se produjo un incremento significativo (p<0.01) en el ROM. FLEXIÓN (º) EXTENSIÓN (º) INVERSIÓN (º) EVERSIÓN (º) ELÁSTICO NO ELÁSTICO ELÁSTICO NO ELÁSTICO ELÁSTICO NO ELÁSTICO ELÁSTICO NO ELÁSTICO 1.- RESTRICCIÓN -1.52 -1.96 -7.30 *** -9.52 *** -15.04 *** -14.66 *** -0.44 -0.44 2.- FATIGA VENDAJE 0.74 1.41 3.70 *** 4.70 * 4.37 *** 5.70 * 0.59 0.22 3.- INICIO-FINAL 0.70 4.44 4.04 ** 1.28 ** 2.44 1.83 0.74 0.93 Tabla 5.15: Diferencias en grados en la flexión, extensión, supinación y pronación. Las situaciones que se compararon fueron: 1.- RESTRICCIÓN = medición previa al ejercicio sin vendaje – medición previa al ejercicio con vendaje; 2.- FATIGA VENDAJE = medición previa al ejercicio con vendaje – medición posterior al ejercicio con vendaje; 3.- INICIO – FINAL = medición previa al ejercicio sin vendaje – medición posterior al ejercicio sin vendaje. (* = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001). No se encontraron diferencias en los ROMs entre IT y ET en ninguna de las situaciones, así como tampoco se encontraron diferencias en la comparación preejercicio y post-ejercicio sin vendaje, excepto en la extensión (p<0.05) (Tabla 5.16). SIN VENDAJE PRE-EJERCICIO CON VENDAJE POST-EJERCICIO CON VENDAJE POST-EJERCICIO SIN VENDAJE Familiarización Pre-ejercicio Post-ejercicio ET IT ET IT ET IT FLEXIÓN (º) 17.89 (7.43) 18.40 (6.96) 18.89 (6.31) 16.37 (7.21) 15.93 (6.36) 17.11 (7.69) 17.33 (6.75) 18.59 (6.95) 18.89 (6.66) EXTENSIÓN (º) 65.44 (8.22) 67.59 (7.80) 69.22 (8.58) * 58.15 (7.44) 55.93 (6.98) 61.85 (6.72) 60.63 (7.02) 68.59 (6.92) 68.74 (8.34) INVERSIÓN (º) 36.00 (4.57) 36.67 (4.08) 37.48 (4.69) 20.96 (5.12) 21.33 (3.76) 25.33 (5.43) 27.04 (4.62) 38.44 (3.69) 37.85 (3.42) EVERSIÓN (º) 13.93 (2.25) 14.15 (1.99) 14.22 (1.87) 13.48 (1.81) 13.48 (1.63) 14.07 (1.80) 13.26 (1.58) 14.66 (2.15) 13.93 (1.88) Tabla 5.16: Rangos de movimiento, expresados en grados, de flexión, extensión, supinación y pronación (* = diferencias significativas p<0.05 comparando pre y post-ejercicio sin vendaje; ET = vendaje elástico; IT = vendaje no elástico). En el análisis de las escalas de comodidad y restricción del vendaje los sujetos puntuaron como más cómodo el vendaje elástico (IT = 5.10 y ET = 7.76, p<0.001), sin 156 Resultados y discusión embargo puntuaron mayor restricción en el vendaje no elástico (IT = 7.06 y ET = 3.70, p<0.001) (Tabla 5.17). VENDAJE NO ELÁSTICO VENDAJE ELÁSTICO COMODIDAD 5.10 (1.75) *** 7.76 (1.25) RESTRICCIÓN 7.06 (1.42) *** 3.70 (1.64) Tabla 5.17: Percepción subjetiva de los sujetos en la utilización del vendaje (*** = diferencias significativas de p<0.001 al comparar vendaje no elástico con elástico). No se encontraron diferencias en al altura del salto ni en el pico de potencia por la utilización de los vendajes en ninguno de los dos tests de salto estudiados, excepto en el pico de potencia del CMJ, en el que IT presentaba valores superiores a N (N = 37.15 W/kg vs IT = 38.93 W/kg, p<0.05) (Tabla 5.18). Comparando ambos tests de salto, se registraron mayores alturas (p<0.001) y mayores PP (p<0.001) en el salto realizado con aproximación que en el CMJ. CMJ SCA N ET IT N ET IT h (m) 0.247 (0.044) 0.244 (0.043) 0.250 (0.045) 0.288 (0.046) 0.286 (0.050) 0.285 (0.050) PP (W/Kg) 37,15 (6,75) 37,77 (6,27) 38,93 * (6,10) 46,13 (7,04) 45,85 (6,51) 45,08 (7,21) PF (BW) 2.14 (0.23) 2.18 (0.24) 2.17 (0.23) 3.15 (1.03) 3.10 (0.88) 3.00 (0.88) Tabla 5.18: altura del salto (h), pico de potencia (PP) y pico de fuerza (PF) en las diferentes situaciones registradas en el salto con contramovimiento (CMJ) y en el salto con aproximación (SCA) (N = sin vendaje; ET = vendaje elástico; IT = vendaje no elástico; * = diferencias de p<0.05 comparando vendaje no elástico respecto a la situación sin vendaje). No se encontraron diferencias con la utilización de los vendajes en la amortiguación de las caídas, ni en F2, ni en TBW en ninguno de los tests. Se 157 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo encontraron diferencias en T2, con menores valores en IT respecto a N y ET, en L0.75 (p<0.001) y L0.30 (p<0.01) (Tabla 5.19). Sin embargo, no se encontraron diferencias entre N y ET. L0.75 F2 (BW) T2 (s) TBW (s) L0.30 CMJ SCA N ET IT N ET IT N ET IT N ET IT 7.60 (1.81) 0.040 *** (0.006) 0.594 (0.128) 7.74 (1.72) 0.038 * (0.006) 0.556 (0.128) 7.73 (2.01) 0.036 (0.006) 0.593 (0.129) 3.94 (1.09) 0.051 ** (0.015) 0.564 (0.132) 3.96 (1.07) 0.049 * (0.014) 0.592 (0.140) 4.10 (1.29) 0.043 (0.011) 0.598 (0.156) 4.79 (1.75) 0.060 (0.023) 0.392 (0.156) 4.80 (1.07) 0.059 (0.016) 0.390 (0.147) 4.69 (1.55) 0.057 (0.018) 0.402 (0.155) 5.01 (1.68) 0.059 (0.023) 0.412 (0.158) 5.37 (1.90) 0.059 (0.019) 0.397 (0.162) 4.95 (1.77) 0.055 (0.020) 0.420 (0.161) Tabla 5.19: variables de la amortiguación de la caída en los tests: amortiguación desde 0.75 m (L0.75), amortiguación desde 0.30 m (L0.30), salto con contramovimiento (CMJ) y salto con aproximación (SCA) en las situaciones: sin vendaje (N), con vendaje elástico (ET) y con vendaje no elástico (IT) (F2 = segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; *** = diferencias de p<0.001; ** = diferencias de p<0.01; * = diferencias de p<0.05). las diferencias son respecto a la situación de vendaje no elástico. Al comparar los test entre sí aparecieron diferencias en F2, T2 y TBW (F2: p<0.001; T2: p<0.001; TBW: p<0.001). En F2 se obtuvieron mayores valores en el test L0.75 seguidos del salto con aproximación (L0.75 vs SCA = p<0.001), CMJ (L0.75 vs CMJ = p<0.001) y L0.30 (L0.75 vs L0.30 = p<0.001), que fue en el test que menores valores de F2 se obtuvieron (L0.30 vs CMJ = p<0.05; L0.30 vs SCA = p<0.001), sin embargo no se encontraron diferencias significativas entre el CMJ y el salto con aproximación (p = 0.59). Los menores valores en T2 se registraron en L0.75 (L0.75 vs L0.30 = p<0.01; L0.75 vs CMJ = p<0.001 y L0.75 vs SCA = p<0.001) y los mayores en el CMJ y el salto con aproximación, siendo que entre el CMJ y el salto con aproximación no se encontraron diferencias significativas (p=0.98). En TBW los resultados obtenidos en los tests donde se buscaba la máxima amortiguación (L0.75 y L0.30) fueron similares pero superiores a los registrados en los tests donde el objetivo se centraba en realizar un salto máximo (p<0.001). 158 Resultados y discusión No se encontraron correlaciones destacables entre las variables de los ROM, ni entre las variables antropométricas y los ROM. Se encontraron correlaciones entre F2 y T2 (p<0.001) en los test donde el objetivo era amortiguar todo lo posible; tanto en la situación N (L0.75: r = -0.71 y L0.30: r = -0.64), como en ET (L0.75: r = -0.63 y L0.30: r = 0.53) y en IT (L0.75: r = -0.65 y L0.30: r = -0.71). También correlacionó el PP y h (p<0.001) en la situación sin vendaje (CMJ: r = 0.66 y SCA: r = 0.75), como en ET (CMJ: r = 0.66 y SCA: r = 0.66) y en IT (CMJ: r = 0.72 y SCA: r = 0.77). 5.2.2.2.- Discusión Ambos vendajes cumplieron la función para la que habían sido confeccionados: restringir la inversión (restricción del ROM: IT = 40.74% y ET = 41.77%, p<0.001) y la extensión (restricción del ROM: IT = 14.54% y ET = 11.15%, p<0.001), dado que una combinación de ambos movimientos se asocia al mecanismo más habitual de esguince de tobillo (Rodríguez, 1998; Manonelles y Tárrega, 1998; Meana y cols, 2000). Sin embargo, no influyeron en la flexión, ni la pronación. Que el vendaje limite su efecto a los movimientos que se intenta restringir es importante para que minimice su posible interferencia en la eficacia deportiva. Otros autores que han medido la influencia en la restricción de los ROMs del tobillo con vendaje no elástico han obtenido valores similares a los de nuestro estudio (Gehlsen y cols., 1991; Gross y cols., 1991; Wilkerson, 1991; Greene y Hillman, 1990; Meana y cols., 2005). Los dos vendajes mostraron después de los 30 minutos de ejercicio una menor restricción en el ROM; tanto en la inversión (IT = 26.74 % y ET = 20.84%), como en la extensión (IT = 8.41% y ET = 6.36%). Esto ya había sido obtenido por otros autores respecto del vendaje no elástico (Alt y cols., 1999; Martin and Harter, 1993; Wilkerson, 159 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 1991; Greene and Hilman, 1990; Gross y cols., 1991; Meana, 2008) pero es un hallazgo de este estudio que suceda de forma parecida con el vendaje elástico. El vendaje no elástico perdió mayor restricción que el elástico: en la supinación de forma significativa (p<0.05) y en la extensión no significativa (p=0.25) (Figura 5.9). Esto puede deberse a que el vendaje no elástico tiene un comportamiento diferente, mostrando la restricción de forma brusca, como una barrera mecánica, a diferencia del elástico cuya restricción aparecería progresivamente como una resistencia que va en aumento hasta llegar a la barrera mecánica. 35 Fatiga del vendaje (%) 30 * vendaje no elástico vendaje elástico 25 20 15 10 5 0 Inversion Extensión Figura 5.9: Fatiga ocasionada por 30 minutos de ejercicio intensso en los dos tipos de vendaje (* = p<0.05). A pesar de que los sujetos puntuaron como más cómodo y con menor restricción el vendaje elástico (Figura 5.10) no se encontraron diferencias en los ROMs entre los dos tipos de vendaje. En el estudio de Gross y cols. (1994b) también apareció una falta de sincronía entre lo que percibían los sujetos y las mediciones en el ROM del tobillo al 160 Resultados y discusión comparar una ortesis de tobillo con un vendaje funcional preventivo no elástico. Tanto la ortesis en el estudio de Gross y cols. (1994b) como el vendaje elástico en nuestro estudio están confeccionados con material menos rígido, por lo que provocaban un tope progresivo que se percibía como más cómodo y menos limitante por parte de los sujetos. 10 *** 9 vendaje no elástico vendaje elástico *** percepción de los sujetos 8 7 6 5 4 3 2 1 0 Comodidad Restricción Figura 5.10: Percepción subjetiva de los sujetos en la utilización del vendaje (*** = diferencias significativas de p<0.001 al comparar vendaje no elástico con elástico. Solamente se produjo un incremento en la movilidad del tobillo pre-post ejercicio sin vendaje en la extensión, probablemente debido a la ganancia de flexibilidad en la articulación por el calentamiento de las diferentes estructuras. Sólo se registró incremento en la extensión debido a que los ejercicios realizados en la sesión eran principalmente saltos y amortiguaciones. Si el ejercicio hubiera incluido movimientos de carrera con cambios de dirección bruscos, posiblemente se hubieran visto afectados los movimientos laterales del tobillo. Alt y cols. (1999), tras 30 minutos de ejercicio 161 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo registraron incrementos en la temperatura de la piel de 3.8 ºC en las sesiones sin vendaje y entre 5.7 y 5.9 ºC en las sesiones realizadas con diferentes tipos de vendajes no elásticos. Estos incrementos en la temperatura podrían justificar los incrementos en el ROM que hemos encontrado en las situación post-ejercicio sin vendaje y una vez retirados los vendajes. En nuestro estudio el ejercicio era de menor duración que el de Alt y cols. (1999), sin embargo, todos los ejercicios realizados fueron máximos. No se encontraron diferencias con la utilización de los vendajes ni en la altura del salto, ni en el pico de potencia mecánica en la batida. Solamente el pico de potencia de la batida en el CMJ fue mayor con el vendaje no elástico que sin vendaje (N = 37.15 ± 6.75 W/kg y IT = 38.93 ± 6.10 W/kg, p<0.05). Posiblemente la utilización del vendaje no elástico provocó modificaciones en las relaciones de fuerza y velocidad durante la batida, quizás, aunque no fue medido, debido a las limitaciones en los ROMs dinámicos que producía el vendaje durante el salto. No obstante este incremento en el pico de potencia no se vio reflejado en una modificación de la altura del salto por lo que el vendaje no condicionó un movimiento menos eficaz. Sacco y cols. (2004) no encontraron diferencias significativas en el pico de fuerza durante la batida por la utilización de un vendaje no elástico, aunque sí una tendencia a que los vendaje incrementaran este valor. Existe discrepancia entre autores respecto a si el vendaje puede o no disminuir la capacidad de salto, aunque debemos destacar que todos los trabajos que hemos revisado (Burks y cols., 1991; Paris, 1992; Mackean y cols., 1995; Verbrugge, 1996; Metcalfe y cols., 1997) han utilizado el test de saltar y tocar, una prueba menos reproducible que otros tests de salto y que presenta problemas metodológicos. Solo hemos encontrado un 162 Resultados y discusión trabajo (Barceló, 2004) que al igual que este estudio encontró que los vendajes funcionales no influían en la altura del salto. Tanto en este estudio como en el de Barceló (2004) es posible que tanto los protocolos de los tests, muy estandarizados, como la metodología de medición (plataforma de fuerzas) permitieran unas mediciones con menores variaciones debidas a aspectos externos. La utilización de los vendajes no ha influido en F2 durante la amortiguación de las caídas (Figura 5.11), al igual que les sucedió a Riemann y cols. (2002), y a Sacco y cols. (2004), analizando amortiguaciones desde 0.6 m y previo salto. Sí se ha visto una disminución en el valor de T2 por la utilización del vendaje no elástico, tanto en las caídas desde 0.75 como desde 0.30 (Figura 5.12), resultados similares a los encontrados por Riemann y cols. (2002) en amortiguaciones desde 0.60 m. Por otro lado, aunque sin significación estadística, en SCA y en el CMJ también se vio una tendencia a la disminución de T2 por la utilización del vendaje no elástico. La disminución de T2 se ha visto en diferentes estudios que correlacionaba con incrementos en los valores del segundo pico de fuerza en la amortiguación (Hewett y cols., 2005; Abián y cols., 2006), de esta forma tener T2 menor suele implicar mayores valores en F2. Aunque en este estudio no hemos encontrado valores superiores de F2 por la utilización de los vendajes sí podrían verse incrementados estos valores en situaciones concretas al tener menor tiempo para realizar la amortiguación. 163 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo SITUACIONES: Sin vendaje Vendaje elastico Vendaje no elástico 9 8 F2 (BW) 7 6 5 4 3 L 0.75 SCA L 0.30 CMJ Figura 5.11: Medias (± error estándar) del instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza (T2) en los tests donde el objetivo era buscar la máxima amortiguación. (L0.75 = amortiguación desde 0.75 m; SCA = salto con aproximación; CMJ = salto con contramovimiento; L0.30 = amortiguación desde 0.30 m). SITUACIONES: Sin vendaje Vendaje elástico Vendaje no elástico 0.07 *** 0.06 T2 (s) * ** 0.05 * 0.04 0.03 CMJ SCA L 0.30 L 0.75 Figura 5.12: Medias (± error estándar) del segundo pico de fuerza en la amortiguación de las caídas (F2) en los cuatro tests estudiados (CMJ = salto con contramovimiento; SCA = salto con aproximación; L0.30 = amortiguación desde 0.30 m; L0.75 = amortiguación desde 0.75 m; * = p<0.05; ** = p<0.01; *** = p<0.001). 164 Resultados y discusión En la amortiguación del CMJ y del SCA F2 fue mayor que en el test L0.30 pese a que en estos dos saltos se caía desde alturas menores (hCMJ = 0.247 ± 0.044 m; hSCA = 0.286 ± 0.047 m). Creemos que puede ser debido a que en L0.30 la atención se centraba en amortiguar todo lo posible mientras que en los tests de salto el objetivo consistía en alcanzar la máxima altura. Esto justificaría centrar la atención en la amortiguación de caídas de saltos en el marco escolar y deportivo de ocio, para reducir el riego de posibles lesiones. Sería especialmente importante realizarlo, con conceptos sencillos, desde la infancia, momento más sensible para el aprendizaje. En este sentido ha habido estudios como, por ejemplo, el de Prapavessis y cols. (2003) que redujeron F2 en amortiguaciones desde 0.30 m después de cuatro sesiones, en las que se explicaba a los alumnos donde debían centrar la atención durante las amortiguaciones. De este estudio se desprende la recomendación preferente del uso del vendaje elástico debido a que produce la misma limitación en el movimiento que el no elástico, se fatiga menos, y ha sido percibido como más cómodo y menos restrictivo. Por otro lado no ha modificado ningún aspecto biomecánico de los estudiados durante la batida y la amortiguación, mientras que el vendaje no elástico ha cambiado la potencia durante la batida del salto y ha adelantado la aparición del segundo pico de fuerza en la amortiguación, lo que podría implicar en ciertas caídas amortiguaciones más duras. Finalmente, ninguno de los dos vendajes analizados han afectado al rendimiento de saltos y amortiguaciones, sin embargo han limitado los últimos grados de movimiento del mecanismo más habitual de lesión del tobillo, por lo tanto estaría adecuada su utilización (de ambos), como método preventivo en situaciones en las que un riesgo elevado de lesión lo requiriera. 165 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 166 6. Conclusiones Conclusiones 6.- CONCLUSIONES 1. Los sujetos con pies cavos y planos extremos han tenido entre sí un comportamiento cinético diferente en los tests máximos (cambio de dirección y amortiguación de la caída). Mientras que en los patrones de movimiento (marcha y carrera) el comportamiento ha sido similar en ambos grupos. 2. El comportamiento cinético durante las batidas y las amortiguaciones del test de salto con contramovimiento de los hombres ha sido diferente al de las mujeres. El grupo de mujeres mostró menores valores en el segundo pico de fuerza, mayor recorrido vertical del centro de gravedad y un mayor tiempo desde el inico de contacto del pie en el suelo hasta el impacto del calcáneo. Estos dos últimos parámetros cinéticos se deberían tener en cuenta si queremos mejorar la técnica de amortiguación e incidir en el descenso de las fuerzas de reacción durante las amortiguaciones de caídas de saltos. 3. Las características cinéticas de las amortiguaciones cayendo desde superficie elevada han sido diferentes en hombres y mujeres. Las mujeres han sido más sensibles a los diferentes tipos de tests de amortiguación y han mostrado mayores valores en los picos de fuerza. Estas características mostradas por el grupo de mujeres podrían favorecer un mayor riesgo de lesión desde el punto de vista cinético. 4. La utilización del vendaje funcional preventivo no elástico de tobillo no ha tenido influencia sobre el rendimiento en equilibrios: ni en el test estático monopodal, ni en el test de ajuste postural. 5. La utilización del vendaje funcional preventivo no elástico de tobillo no ha tenido influencia sobre el rendimiento en el test de salto. Sin embargo, ha incrementado el valor del segundo pico de fuerza durante al amortiguación, con el posible riesgo que esto puede conllevar. 169 Biomecánica del vendaje funcional de tobillo 6. Ninguno de los dos vendajes analizados (elástico y no elástico) han afectado al rendimiento de saltos y amortiguaciones en el grupo de mujeres jóvenes sin lesiones previas estudiado. Por otro lado, han limitado los últimos grados de movimiento del mecanismo más habitual de lesión del tobillo, por lo tanto estaría recomendada su utilización, como método preventivo en situaciones en las que un riesgo elevado de lesión lo requiriera. 7. En mujeres jóvenes sin lesiones previas, recomendamos utilizar el vendaje elástico frente al no elástico debido a que produce la misma limitación en el movimiento que el no elástico, se fatiga menos y es percibido como más cómodo y menos restrictivo por parte de los sujetos. Además, no ha modificado ningún aspecto de la biomecánica del tobillo de los estudiados, mientras que el no elástico ha cambiado la potencia durante la batida del salto y ha adelantado la aparición del segundo pico de fuerza en la amortiguación, lo que podría implicar en ciertas caídas amortiguaciones más duras. Perspectivas de futuro: En futuros estudios sería interesante estudiar: 1. Introducir otras metodologías de medición, principalmente electromiografía y cinemática, que pudieran ayudar a dar respuesta a algunas de las cuestiones que han surgido en los estudios. 2. Evaluar los efectos de los vendajes (elástico y no elástico) sobre diferentes poblaciones a la estudiada en este trabajo, incluyendo deportistas habituados a jugar vendados y realizando también nuevos tests, diferentes a los empleados en este estudio. 170 7. Bibliografía Bibliografía 7.- BIBLIOGRAFÍA Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. (2006). Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en tests de salto. Archivos de Medicina del Deporte, 116: 441-50. Allison GT, Hopper K, Martin L, Tillberg N, Woodhouse K. (1999). The influence of rigid taping on peroneal latency in normal ankles. Australian Journal of Physiotherapy, 45: 195-201. Alt W, Lohrer H, Gollhofer A. (1999). Functional properties of adhesive ankle taping: Neuromuscular and mechanical effects before and after exercise. Foot and Ankle International, 20 (4): 238-245. Alves JW, Alday RV, Ketcham DL, Lentell GL. (1992). A comparison of the passive support provided by various ankle braces. 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Anexos Anexo 1: Hoja de consentimiento DECLARACIÓN DE CONSENTIMIENTO INDIVIDUAL: Yo con DNI nº: y mayor de 18 años de edad participo libremente en las sesiones prácticas y mediciones de este estudio. He recibido una copia del “Informe Explicativo y de la Declaración de Consentimiento”, documento que he comprendido en su totalidad y que describe los procedimiento que van a ser seguidos y las consecuencias y riesgos de mi participación como sujeto experimental. He leído toda la información que me ha sido proporcionada y todas las preguntas que he formulado han sido contestadas satisfactoriamente. Participo voluntariamente en esta actividad siendo consciente de que puedo renunciar en el momento que quiera. Acepto que los datos obtenidos en esta investigación sean publicados con la condición de que mi nombre no sea utilizado. NOMBRE DEL PARTICIPANTE: FIRMA: FECHA: FIRMA DEL INVESTIGADOR: FECHA: Certificando que los términos del formulario han sido explicados verbalmente a la persona y que entiende estos términos antes de firmarlo. Anexo 2: Cuestionario sobre actividad física y lesiones CUESTIONARIO DE ACTIVIDAD FÍSICA Nombre: Teléfono: Fecha de realización: Edad: e-mail: Ocupación: 1. La frecuencia con la que realizas ejercicio físico (sin contar con las prácticas de la facultad) es de: 9 9 9 9 Más de tres días a la semana Tres días a la semana Dos días a la semana Realizo ejercicio físico sólo ocasionalmente 9 Casi nunca o nunca realizo ejercicio físico aparte de las clases 2. ¿Has participado en algún programa de entrenamiento más de 2 días a la semana en los últimos 3 meses? SÍ NO Si has contestado afirmativamente ¿En qué actividad y cuantos días a la semana? 3. ¿Has participado en deporte competitivo en los últimos 3 meses? SÍ NO Si tu respuesta ha sido afirmativa: ¿En qué deporte? ¿A qué nivel? regional nacional internacional 4. ¿Vas a entrenar en algún deporte federado o a realizar ejercicio físico regular en las próximas 3 semanas? NO SÍ Si tu respuesta ha sido afirmativa: ¿En qué deporte y cuantos días a la semana? 5. ¿Qué lesiones has tenido en los últimos dos años? ¿cuánto tiempo tardaste en recuperarte? 6.- ¿has utilizado alguna vez vendajes funcionales en el tobillo? SÍ NO Si tu respuesta ha sido afirmativa: ¿Durante cuanto tiempo? ¿Realizaste actividad física con el vendaje?. SÍ NO 7.- ¿Has tenido algún problema en tus pies? (como dolor en alguna parte determinada, pies cavos o planos, ....) 8.- Has utilizado en alguna ocasión plantillas ortopédicas. SÍ NO Si tu respuesta ha sido afirmativa: ¿para que las utilizaste y durante cuanto tiempo? 9. ¿Has realizado alguna vez tests en plataforma de fuerzas? SÍ NO Si tu respuesta ha sido afirmativa: ¿Cuáles fueron los ejercicios que realizaste? Anexo 3: Artículos 3.1.- Ya publicados − Abián J, Alegre LM, Jiménez L, Lara AJ, Aguado X. (2005). Fuerzas de reacción del suelo en pies cavos y planos. Archivos de Medicina del Deporte, 108: 285-292. − Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Lara AJ, Meana M, Aguado X. (2006). Avances del vendaje funcional de tobillo en el deporte. Archivos de Medicina del Deporte, 113: 219-229. − Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. (2006). Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en tests de salto. Archivos de Medicina del Deporte, 116: 441-450. − Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Aguado X. (2007). El vendaje funcional elástico vs no elástico en saltos y amortiguaciones. Archivos de Medicina del Deporte, 122: 442-449. − Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Rubio JA, Aguado X. (2008) Kinetic differences between young men and women in landings from jump tests. Journal of Sports Medicine and Physical Fitness, 48: 305-310. − Abián-Vicén J, Alegre LM, Fernández-Rodríguez JM, Lara AJ, Meana M, Aguado X. (2008) Ankle taping does not impair performance in jump or balance tests. Journal of Sports Science and Medicine, 7: 350-356. 3.2.- Aceptados, en imprenta − Abián-Vicén J, Alegre LM, Fernández-Rodríguez JM, Aguado X. Prophylactic ankle taping: elastic versus inelastic taping. Aceptado, pendiente de publicación en Foot & Ankle International. 3.3.- En revisión − Abián-Vicén J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. Gender differences in ground reaction forces during landings. Se encuentra en segunda revisión en Journal of Sport Rehabilitation. VOLUMEN XXII - N.º 108 - 2005 ORIGINAL FUERZAS DE REACCIÓN DEL SUELO EN PIES CAVOSVolumen Y PLANOS XXII Número 108 2005 Págs. 285-292 FUERZAS DE REACCIÓN DEL SUELO EN PIES CAVOS Y PLANOS GROUND REACTION FORCES IN HIGH-ARCH AND FLAT FEET R E S U M E N El objetivo de este estudio se ha centrado en medir las fuerzas de reacción en diferentes movimientos (marcha, carrera, cambio de dirección y amortiguación de caída) en una muestra de sujetos sedentarios sanos con pies planos y cavos. Participaron en el estudio 15 mujeres jóvenes (edad: 19,4 ± 1.3 años; peso: 57,17 ± 8,98 Kg); 8 con pies planos (P) y 7 con pies cavos (C). Fueron sometidas a una batería de pruebas: marcha (velocidad = 1,6 m/s), carrera (velocidad = 3 m/s), amortiguación de caída (desde una altura de 0,75 m) y cambio de dirección. Se estudiaron las fuerzas verticales, anteroposteriores y mediolaterales, utilizando una plataforma de fuerzas piezoeléctrica. Aparecieron diferencias significativas (p<0,01) entre pies planos y cavos en la duración del apoyo en el cambio de dirección, siendo mayores en los planos (C = 0,30 ± 0,04 s y P = 0,37 ± 0,04 s) y en el primer pico de fuerza de la amortiguación de la caída (p<0,05), con valores superiores en los cavos (C = 5,78 ± 1,29 BW y P = 4,29 ± 0,84 BW). El resto de variables estudiadas no mostraron diferencias significativas, aunque todos los picos de fuerza en los movimientos máximos fueron mayores en el grupo con pies cavos y los picos de impacto en marcha y carrera fueron ligeramente superiores en los pies planos. El grado de significación estadística no tiene por qué ser el límite que marque el mayor o menor riesgo de futura lesión asociada a las fuerzas de reacción. Pequeñas y no significativas diferencias podrían marcar un incremento sustancial del riesgo. Cabe destacar los mayores valores registrados en los pies cavos, en los movimientos máximos, en los que existiría un mayor riesgo para ellos. Por otro lado las mínimas o nulas diferencias observadas en los patrones de movimiento podrían explicarse por adaptaciones que realiza el sujeto en el movimiento. Palabras clave: Biomecánica. Cinética. Prevención de lesiones. Fuerzas de reacción. Pie. Locomoción. S U M M A R Y The aim of this study was to measure the ground reaction forces in different movements (walking, running, changes of direction and landing), in a sample of sedentary subjects with high-arch feet or flat feet. Fifteen young women volunteered for the study (age: 19,40 ± 1,29 years; weight: 57,17 ± 8,98 Kg); 8 with flat feet (P) and 7 with high-arch feet (C). All of them carried out the following tests on a force platform: walking (speed = 1,6 m/s), running (speed = 3 m/s), drop landing (height = 0,75 m), and changes of direction. Vertical, horizontal and mediolateral ground reaction forces were collected using a piezoelectric force platform. There were significant differences (p<0,01) between flat and high-arch feet in the contact time during the change of direction test, with greater contact times in subjects with flat feet (C = 0,30 ± 0,04 s y P = 0,37 ± 0,04 s), and in the first peak vertical force during landing (p<0,05), with greater values in subjects with high-arch feet (C = 5,78 ± 1,29 BW y P = 4,29 ± 0,84 BW). The other variables studied did not show significant differences between groups, although peak vertical forces for the maximum tests were greater in the high-arch feet group, and peak forces during walking and running were slightly greater for the flat feet group. The lack of significant differences does not have to be the limit to predict the risk of injury provoked by greater peak forces. Small and not significant differences might be enough to increase this risk. The higher force values found in the high-arch feet group during maximal tests show a higher risk of injury during these kinds of movements. The minimal differences found in the movement patterns between groups could be explained by individual adaptations during the tests. Key words: Biomechanics. Kinetics. Injury prevention. Ground reaction forces. Foot. Locomotion. CORRESPONDENCIA: Javier Abián Vicén Laboratorio de Biomecánica, Facultad de Ciencias del Deporte, Campus Tecnológico de la Fábrica de Armas, Universidad de Castilla la Mancha. Avenida Carlos III S/N. 45071 Toledo Aceptado: 03-03-2005 / Original nº 500 285 AMD Javier Abián Vicén1 Luis M. Alegre Durán1 Amador J. Lara Sánchez1 Luis Jiménez Linares2 Xavier Aguado Jódar1 Facultad de Ciencias del Deporte de Toledo Universidad de Castilla la Mancha 2 Escuela Superior de Ingeniería Informática de Ciudad Real Universidad de Castilla la Mancha 1 ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN VICÉN J., et al. INTRODUCCIÓN La biomecánica del apoyo en el suelo y, consecuentemente, las fuerzas de reacción en la realización de una determinada actividad, varían en función de diferentes factores, tanto internos de la persona (estructurales, la técnica de realización del movimiento y la posible fatiga, entre otros), como externos (calzado y suelo). Durante la práctica deportiva se ven incrementadas las solicitaciones mecánicas del pie, lo que puede llevar incluso a una modificación temporal de la huella plantar, tal y como se ve reflejado en Meana1 o en Robbins y Hanna2, que describen descensos desde 119,4 cm2 hasta 112,4 cm2 en la superficie de apoyo del pie, en un grupo de atletas recreacionales, después de 48 días realizando su entrenamiento habitual de carrera. Según Sirgo et al.3 es lícito pensar que estas adaptaciones biomecánicas agudas ante el esfuerzo tomen con el tiempo forma de adaptaciones crónicas, según la modalidad deportiva practicada. Otros autores también consideran un mayor riesgo de lesiones en pies cavos o planos extremos, pero sin mostrar estudios estadísticos6,7. Algunos autores describen mayores fuerzas de impacto en pies cavos en movimientos como la carrera, sobre todo si se incrementa la velocidad4. Se han realizado estudios donde se registraban las fuerzas de reacción en determinados patrones de movimiento, como por ejemplo en la marcha, con velocidades que oscilan entre 1,28 m/s y 1,89 m/s8-11, y en la carrera, con velocidades que van desde 2,5 m/s a 3,2 m/s12-16. En otros estudios se han analizado las fuerzas de reacción en movimientos máximos; Young et al.17 estudiaron los cambios de dirección y otros autores la amortiguación de caídas18-22 (Tabla 1). No obstante en ninguno de estos trabajos se ha realizado a la vez el estudio de patrones de movimiento y movimientos máximos. El tener una tipología determinada de pie está asociado a un mayor o menor riesgo de padecer Así, el objetivo de este trabajo ha sido analizar las diferencias en las fuerzas de reacción según Autor Dufek y Bates19 Bauer et al.18 Zhang et al.22 TABLA 1.Estudios que tratan sobre fuerzas de reacción en la amortiguación de caídas.(*) El autor no informa sobre el sexo de los sujetos Los tres primeros autores realizan los ensayos de caídas con los sujetos calzados y los dos últimos descalzos) lesiones; ésta es una de las cuestiones que se plantean Kaufman et al.5. Estos autores describen que entre otras lesiones, en las fracturas por estrés los valores de incidencia oscilarían desde el 5,8% en sujetos con pies normales hasta el 9,9% en sujetos con pies cavos y el 10,8% en sujetos con pies planos. Valores algo superiores a los que asocian los mismos autores a la tendinitis de Aquiles, que irían desde el 3,6% en sujetos normales hasta el 5,7% en sujetos con pies cavos y el 5,8% en sujetos con pies planos. Seegmiller y McCaw21 Sujetos Características Altura de caída (m) 1º pico (BW) 2º pico (BW) 3% Físicamente activos 9 años Físicamente activos 0,60 1,00 0,61 0,32 0,62 0,10 0,30 0,60 0,90 0,30 0,60 0,90 2,62 4,30 5,60 1,69 3,53 6,24 1,93 4,45 6,70 1,77 3,06 4,89 8,02 10,18 8,50 5,12 6,59 9,48 5,52 8,21 11,42 4,39 5,5 7,63 8 %5 & 9% 20 & 10 gimnastas 10 deporte recreacional Hargrave et al.20 48 (*) 16 supinadores 16 pronadores 16 normales 286 AMD 0,30 3,55 VOLUMEN XXII - N.º 108 - 2005 FUERZAS DE REACCIÓN DEL SUELO EN PIES CAVOS Y PLANOS Cavos Planos Total Edad (Años) Peso (Kg) Estatura (cm) FFM (Kg) 19,3 ± 1,6 (4) 19,4 ± 1,1 (3) 19,3 ± 1,3 (4) 57,04 ± 6,70 (19,60) 57,28 ± 11,09 (33,60) 57,17 ± 8,98 (33,60) 161,17 ± 2,79 (8,40) 161,03 ± 7,10 (22) 161,09 ± 5,35 (22) 45,46 ± 3,29 (10,18) 46,18 ± 6,57 (18,49) 45,85 ± 5,14 (18,49) TABLA 2.Características descriptivas de la muestra [media ± desviación estándar (rango); FFM = fat free mass o peso libre de grasa] las distintas tipologías extremas de pies (cavosplanos) en la marcha, la carrera, el cambio de dirección y la amortiguación de caída, con el propósito de discutir sobre el mayor o menor riesgo de lesión entre estos tipos de pies. FIGURA 1.Esquema de la colocación del material en los tests de marcha y carrera MATERIAL Y MÉTODO Diseño experimental Se llevaron a cabo tres sesiones. En la primera, después de la valoración cualitativa del tipo de pie mediante un podoscopio, se realizó la cineantropometría, la toma de la huella plantar y se rellenó un test sobre actividad física y posibles lesiones. En esta sesión se citó al sujeto para que viniera a realizar la familiarización un día posterior. En la segunda sesión se realizó la familiarización y en la tercera se procedió a la medición de las pruebas. Entre estas dos últimas sesiones en ningún caso pasó más de una semana. Sujetos Participaron voluntariamente en el estudio 15 mujeres jóvenes universitarias (edad: 19,4 ± 1,3 años; peso: 57,17 ± 8,98 kg), de ellas 8 tenían pies planos extremos y 7 pies cavos extremos (Tabla 2). Ninguna practicaba actividad física regular más de dos días a la semana. Los sujetos no usaban prótesis ni ortesis y no habían tenido lesiones en el miembro inferior en los últimos dos años. Todos los sujetos realizaron las diferentes pruebas con calzado polivalente del usado en deportes de cancha. sensibilidad de 100 g), un antropómetro GPM (con sensibilidad de 1 mm), una cinta antropométrica Fat O Meter (con sensibilidad de 1 mm), un paquímetro GPM (con sensibilidad de 1 mm), un plicómetro Holtain (con sensibilidad de 0,2 mm) y un tallímetro Seca (con sensibilidad de 1 mm). Se usaron los protocolos recomendados por el grupo español de cineantropometría (GREC)23. Se obtuvieron las huellas plantares mediante fotopodograma24 parametrizándolas con el método descrito por Hernández25. Para la medición de las fuerzas de reacción se utilizó una plataforma de fuerzas piezoeléctrica Kistler (2812A1-3), colocada bajo el pavimento sintético de un polideportivo. Se usó una frecuencia de muestreo de 500 Hz, salvo para la prueba de amortiguación de caída, que fue de 1000 Hz. Material y protocolos Para medir la velocidad media en la marcha y la carrera se usaron 2 barreras fotoeléctricas colocadas con una separación de 6 m. El rango de velocidad para dar como válidos los ensayos fue: en marcha desde 1,5 hasta 1,7 m/s y en carrera desde 2,8 hasta 3,2 m/s. Para describir las características cineantropométricas se usó una báscula de pie Seca (con Todos los sujetos realizaron una sesión de familiarización para practicar los tests. En to- 287 AMD ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN VICÉN J., et al. das las sesiones se realizó un calentamiento previo de 8 minutos. Se realizaron cuatro pruebas con el siguiente orden: marcha, carrera, amortiguación de caída y cambio de dirección. Marcha y carrera Cambio de dirección Los sujetos daban vueltas al circuito, cuyo esquema se puede ver en la Figura 1, de la forma más natural posible. Tanto para la marcha como para la carrera se tuvieron en cuenta varios criterios de observación para determinar si el ensayo era metodológicamente correcto, como se muestra en la Tabla 3. Amortiguación de la caída TABLA 3.Aspectos tenidos en cuenta para considerar un ensayo metodológicamente correcto en los tests de marcha y carrera Los sujetos debían realizar el circuito, cuyo esquema se puede ver en la Figura 2, en el menor tiempo posible. Salían desde detrás de una barrera fotoeléctrica, corrían 3 m hasta franquear una pica apoyando el pie derecho en la plataforma de fuerzas. Tras el apoyo cambiaban 120º la dirección de carrera y recorrían 3 m hasta cortar una segunda barrera fotoeléctrica. Variables A los sujetos se les pedía que amortiguaran al máximo la caída. Caían sobre la plataforma de Acción para observar fuerzas desde una altura de 0,75 m. Debían colocarse con los pies en el borde de una superficie elevada. Se les pedía que dieran un paso hacia delante y que cayeran encima de la plataforma, no pudiendo perder el equilibrio, para una vez amortiguada la caída volver a colocarse de pie. Aceptación del ensayo – Apoya todo el pie derecho dentro de la plataforma – Modifica la amplitud en los últimos tres pasos – Modifica la frecuencia en los tres últimos apoyos – Frena o acelera durante el apoyo en la plataforma – Marca el apoyo en la plataforma – Ha continuado caminando a la misma velocidad – Ha realizado algún movimiento extraño – Ha sido natural el apoyo Sí No No No No Sí No Sí Se tomaron las fuerzas de reacción verticales y anteroposteriores en marcha y carrera, las verticales en la amortiguación de la caída y las de los tres ejes en el cambio de dirección. Se consideraron los picos de fuerza y el instante en el que sucedía cada uno de estos acontecimientos, así como el tiempo en realizar la prueba del cambio de dirección (Figuras 3 y 4). En la marcha y la carrera se cogieron cinco ensayos metodológicamente correctos, que se normalizaron, para obtener patrones de movimiento. En el resto de pruebas se cogió el mejor ensayo de tres realizados correctamente. Estadística Se usó el programa de Statistica for Windows v. 5.1. Se hicieron pruebas de estadística descriptiva y de estadística inferencial. Se hallaron medias, desviaciones típicas, rangos y se utilizó el test de la U de Mann-Whitney como prueba de significación estadística. Se usó el criterio estadístico de significación de p<0,05. FIGURA 2.Esquema de la colocación del material en el test de cambio de dirección 288 AMD VOLUMEN XXII - N.º 108 - 2005 FUERZAS DE REACCIÓN DEL SUELO EN PIES CAVOS Y PLANOS FIGURA 3.Fuerzas verticales y anteroposteriores en los tests de marcha (izquierda) y carrera (derecha) FIGURA 4.Fuerzas en los tests máximos: amortiguación de la caída (izquierda) y cambio de dirección (derecha) RESULTADOS Primero se expone la estadística descriptiva de cada una de las pruebas y posteriormente las pruebas de significación estadística. – Marcha y carrera: En la Tabla 4 se muestran las fuerzas verticales y anteroposteriores registradas en pies cavos y planos, así como el promedio de toda la muestra y la diferencia entre los dos grupos. Las diferencias observadas entre ambos grupos han sido inapreciables; las mayores se registran en el pico de frenado y el valle en la carrera, siendo los pies planos los que presentan valores superiores (-0,21 BW y -0,20 BW respectivamente). – Cambio de dirección: En lo que se refiere a la eficacia (realizar el circuito en el menor tiempo posible), ambos grupos han mostrado unos valores muy similares con una diferencia de tan solo 0,001 s. El tiempo de apoyo ha sido algo superior en el grupo de los pies planos (C = 0,300 ± 0,042 s y P = 0,374 ± 0,044 s) mientras que los picos de fuerza, tanto verticales (C = 2,73 ± 0,76 BW y P = 2,47 ± 0,59 BW) como la resultante entre las fuerzas anteroposteriores y mediolaterales (C = 1,63 ± 0,52 BW y P = 1,44 ± 0,56 BW), han sido superiores en el grupo de los pies cavos (Tabla 5). – Amortiguación de la Caída: La duración de la amortiguación ha sido superior en el 289 AMD ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN VICÉN J., et al. Fuerzas verticales Velocidad (m/s) 1 2 Cavos Planos TABLA 4.Resultados en los tests de marcha (1) y carrera (2) con los dos grupos estudiados; pies cavos (C) y planos (P) [media ± desviación estándar (rango)] TABLA 5.Resultados obtenidos en el test de cambio de dirección con los dos grupos estudiados; pies cavos (C) y planos (P) [media ± desviación estándar (rango) Duración apoyo (s) 1 2 Valle (BW) 1 Pico de Pico de Pico de aceleración (BW) frenado (BW) aceleración (BW) 2 1 2 1 2 1 2 1,608 3,017 0,594 0,282 1,17 1,60 0,60 1,35 1,24 2,38 - 0,26 - 0,33 0,29 0,31 ±0,022 ±0,059 ±0,031 ±0,026 ±0,05 ±0,32 ±0,03 ±0,24 ±0,07 ±0,23 ±0,03 ±0,06 ±0,03 ±0,04 (0,064) (0,167) (0,084) (0,084) (0,15) (0,93) (0,08) (0,63) (0,19) (0,62) (0,09) (0,16) (0,10) (0,11) 1,609 3,059 0,618 0,276 1.21 1,81 0,60 1,55 1,18 2,43 - 0,27 -0,33 0,30 0,28 ±0,029 ±0,059 0,019 ±0,025 ±0,08 ±0,22 ±0,07 ±0,26 ±0,08 ±0,20 ±0,04 ±0,02 ±0,03 ±0,04 (0,080) (0,164) (0,065) (0,077) (0,25) (0,62) (0,21) (0,72) (0,22) (0,56) (0,09) (0,07) (0,10) (0,11) Todos 1,609 3,040 0,607 0,279 1,19 1,72 0,60 1,46 1,21 2,41 - 0,27 - 0,33 0,29 0,30 ±0,025 ±0,061 ±0,027 ±0,025 ±0,07 ±0,28 ±0,05 ±0,26 ±0,08 ±0,21 ±0,03 ±0,04 ±0,03 ±0,04 (0,080) (0,206) (0,086) (0,092) (0,29) (1,09) (0,21) (0,86) (0,27) (0,70) (0,09) (0,16) (0,10) (0,14) DIF(C-P)-0,001 - 0,042 - 0,024 Cavos Planos Total Diferencia (C-P) 0,005 - 0,21 0,01 - 0,20 0,07 - 0,05 0,01 0,00 - 0,01 0,00 Duración circuito (s) Tiempo apoyo (s) Pico fuerza vertical (BW) Pico fuerza resultante (BW) 0,300 ± 0,042 (0,136) 0,374 ± 0,044 (0,140) 0,339 ± 0,056 (0,212) - 0,074 2,79 ± 0,76 (1,98) 2,47 ± 0,59 (1,69) 2,62 ± 0,67 (2,04) 0,33 1,63 ± 0,52 (1,40) 1,44 ± 0,56 (1,47) 1,53 ± 0,53 (1,47) 0,20 0,460 ± 0,136 (0,361) Planos 0,570 ± 0,188 (0,629) Todos 0,519 ± 0,170 (0,629) Diferencia - 0,110 (C-P) Cavos - 0,04 2,468 ± 0,122 (0,284) 2,467 ± 0,167 (0,528) 2,468 ± 0,142 (0,528) 0,001 Duración 1º Pico fuerza amortiguación (s) vertical (BW) TABLA 6.Resultados obtenidos en el test de amortiguación de la caída con los dos grupos estudiados; pies cavos (C) y planos (P) [media ± desviación estándar (rango)] Pico de frenado (BW) 1 2 Fuerzas anteposteriores 5,78 ± 1,29 (4,29) 4,29 ± 0,81 (2,19) 4,99 ± 1,28 (5,08) 1,49 2º Pico fuerza vertical (BW) 8,32 ± 1,76 (5,14) 7,63 ± 1,40 (4,55) 7,95 ± 1,56 (6,16) 0,69 grupo de pies planos, con una diferencia de 0,110 s, mientras que los picos de fuerza han sido superiores en el grupo de los pies cavos; en el primero con una diferencia de 1,49 BW y en el segundo con una diferencia de 0,69 BW (Tabla 6). – Diferencias significativas: Se han encontrado diferencias significativas entre pies cavos y planos en dos variables; la duración del apoyo en el cambio de dirección (p<0,01) siendo mayor el valor que presentan los pies planos (C =0,300 ± 0,042 s y P = 0,374 ± 0,044 s) y en el primer pico de fuerza de la amortiguación de la caída 290 AMD (p<0,05), con valores superiores en los pies cavos (C = 5,78 ± 1,29 BW y P = 4,29 ± 0,84 BW). DISCUSIÓN Los valores obtenidos en los picos de frenado, valle y aceleración en la marcha y la carrera han sido similares a los que dan diferentes autores estudiando pies normales; en la marcha se describen en torno a 1,10-1,56 BW el pico de frenado, 0,6-0,78 BW el valle y 1,00-1,35 BW el pico de aceleración8-11,26,27. En la carrera los valores oscilan desde 1,52 hasta 1,70 BW en el pico de frenado, valores en torno a 1,28 BW en el valle y desde 2,48 hasta 2,71 BW en el pico de aceleración12,14-16; resultados muy similares a los que hemos obtenido en este estudio (Figura 3). En los patrones de movimiento no han aparecido diferencias en los picos de fuerza entre pies planos y cavos. Puede ser debido a adaptaciones que realiza el sujeto para amortiguar esos picos, que a largo plazo se han relacionado con dolor, molestias y lesiones. Grampp et al.28 comentan que puede haber adaptaciones indivi- VOLUMEN XXII - N.º 108 - 2005 FUERZAS DE REACCIÓN DEL SUELO EN PIES CAVOS Y PLANOS duales en la forma de andar para reducir las presiones en determinadas partes del pie. Un mecanismo parecido podría darse en las fuerzas de reacción al caminar y correr. Los sujetos con pies con tendencia a recibir fuerzas elevadas podrían modificar consciente o inconscientemente, como mecanismo de protección, los patrones de marcha y carrera reduciendo el riesgo de lesión. Los sujetos estudiados no presentaban lesiones previas, por lo que se podían haber dado estas adaptaciones. Los valores en los picos de fuerza en los tests máximos han sido superiores en los pies cavos y, pese a que las diferencias no han sido significativas, pueden tener importancia ya que éstos son movimientos que los sujetos estudiados no están acostumbrados a realizar (los sujetos han sido sedentarios) y por lo tanto no han desarrollado mecanismos de adaptación para disminuir esos picos de fuerza. Los tiempos de duración del apoyo en todos los tests máximos han sido superiores en los pies planos, pero al igual que sucede en los picos de fuerza las diferencias no han sido significativas. Estos valores pueden ser debidos a que los sujetos con pies planos tienen una mayor superficie que entra en contacto con el suelo. Teniendo en cuenta las posibles adaptaciones que realizarían sujetos que reciben fuerzas de reacción elevadas en relación a su estructura de pie, el riesgo de padecer lesiones se vería incrementado en la iniciación deportiva, al realizar movimientos nuevos a los que no están adaptados. Las diferencias significativas en este estudio se encontraban justamente en los movimientos máximos, gestos a los que, por ser nuevos, aún no se han adaptado los sujetos estudiados, ya que han sido sedentarios. Del grupo de los pies cavos, 6 de los sujetos manifestaban padecer molestias o dolor en los pies, sin embargo, ningún sujeto con pies planos manifestaba estos síntomas. Sería interesante contemplar la posibilidad de realizar este estudio con los sujetos llevando el mismo tipo de calzado o descalzos, para poder compararlos en unas mismas condiciones. También podríamos considerar el poder realizar este estudio con plataformas de presiones, donde posiblemente sí se encontrarían diferencias entre estos dos tipos de pies, ya que si consideramos que las fuerzas son similares y la superficie de contacto es menor en los pies cavos, consecuentemente, sus presiones serían mayores en determinadas partes del pie. Ésta, posiblemente, sea una de las causas de los dolores que manifiestan los sujetos con pies cavos. CONCLUSIONES – El grado de significación estadística no tiene por qué ser el límite que marque el mayor o menor riesgo de futura lesión asociada a las fuerzas de reacción. Pequeñas y no significativas diferencias podrían marcar un incremento sustancial del riesgo. En este sentido, cabe destacar los mayores valores registrados en los pies cavos en los movimiento máximos, en los que existiría un mayor riesgo para ellos. – Las mínimas o nulas diferencias observadas en los patrones de movimiento podrían explicarse por adaptaciones que realiza el sujeto en el movimiento y, así, aun teniendo pies cavos, logra valores en las fuerzas de reacción similares a los pies planos y mientras esto suceda le protege de lesiones. – Los sujetos con tipologías de pie extremas tendrían un mayor riesgo de padecer lesiones en la iniciación deportiva, al enfrentarse a nuevos movimientos a los que se deberán adaptar para no mostrar elevados valores en las fuerzas de reacción. AGRADECIMIENTOS: Este articulo ha sido realizado gracias a los proyectos DIMOCLUS del Ministerio de Ciencias y Tecnología y PREDACOM de la Consegería de Educación y Ciencia de la Junta de Castilla-La Mancha. 291 AMD ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN VICÉN J., et al. B I B L I O 1. Meana M. 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En este artículo se va a realizar una revisión de los estudios con vendajes preventivos de tobillo en el deporte y se van a formular unas hipótesis de futuros trabajos, en base a unos ensayos biomecánicos con plataforma de fuerzas y a lo que se ha encontrado en la bibliografía. En los deportes colectivos, el uso de los vendajes es una práctica habitual y en ocasiones obligada3. En la élite deportiva, este hecho se ve reforzado por convenios que algunos clubes tienen con casas comerciales, para proteger las inversiones que han realizado, minimizando el riesgo de que un jugador quede lesionado a mitad de temporada5. Así, Camacho6 relata que en la NBA es algo muy frecuente. La utilización de vendajes por los grandes jugadores ha hecho que esta práctica se extienda hacia otros estratos del deporte y jugadores de menor nivel, que tratan de imitar a las grandes estrellas, popularizando el uso y, a veces, abuso de estos métodos preventivos. En ocasiones, en vez de los vendajes funcionales preventivos, se usan otros métodos de sujeción, como son las ortesis. Éste es un método más sencillo y menos costoso tanto a nivel económico como de tiempo7,8. Aún así, debemos tener en cuenta como ventajas de los vendajes funcionales, que son personalizados y que se crean para la ocasión y para una persona determinada, mientras que las ortesis son impersonales, no tienen en cuenta las características individuales de los sujetos y, en ocasiones, poseen elementos rígidos que impiden su utilización en competición. Javier Abián1 En la bibliografía encontramos numerosos artículos en los que se estudian diferentes tipos de ortesis entre sí, o comparándolas con los vendajes (Tabla 1). Probablemente esta abundancia de bibliografía se vea incentivada por intereses económicos que tienen como objetivo demostrar las bondades de las ortesis. 1 La bibliografía científica sobre los vendajes funcionales preventivos es mucho menos extensa. Dentro de ella hemos encontrado 4 temas principales, en relación con la biomecánica, que a continuación se exponen: – El estudio del posible descenso del rendimiento, como por ejemplo, en la capacidad de salto o en el tiempo en realizar un determinado circuito3,10,11,26,27,30,34-36,38,41,44,45 (Tabla 2). Los estudios del salto con vendaje se centran en medir si se modifica la altura que CORRESPONDENCIA: Javier Abián Vicén. Laboratorio de Biomecánica, Facultad de Ciencias del Deporte, Campus Tecnológico de la Fábrica de Armas, Universidad de Castilla-La Mancha. Avenida Carlos III S/N. 45071 Toledo Aceptado: 30-05-2005 / Revisión nº 189 219 AMD Luis M. Alegre1 Jose M. Fernández Rodríguez2 Amador J. Lara1 Marta Meana3 Xavier Aguado1 Facultad de Ciencias del Deporte de Toledo UCLM 2 Escuela Universitaria de Enfermería y Fisioterapia de Toledo UCLM 3 Facultad de Ciencias de la Actividad Física y el Deporte UCAM ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J., et al. Autor Sujetos y sexo Edad nº Ortesis Tipo de Ortesis VFP Alves et al 13M 14H 26.26±4.43 4 Stirrup, ALP, Swede-O, Kallassy No Bonnell y Goldie10 Burks et all11 Carroll et al12 Cordova et al13 Cordova et al14 24 30 6M 24H 8M 12H 24.8±4.4 25.4 23.3±3.4 23.6±1.7 2 2 1 2 2 Swede-O y OAPL Kallassy y Swede-O Swede-O Aircast sport-stirrup y Active Ankle Active Ankle training brace y McDavid 199 Sí Sí No No No Gehlsen et al15 Greene y Hillman16 Greene y Roland17 10H 7M 15M 15H 23.5±3.7 18-21 18-35 3 1 1 Stirrup, Active Ankle y Swede-O ALP (Ankle ligament protector) ALP Sí Sí No Greene y Wight18 Gross et al19 12H 9M 2H 18-22 18-22 3 1 Stirrup, ALP y Swede-O Stirrup No Sí Gross et al20 8M 8H M=26.1±5.1 H=26±1.6 2 Stirrup y Swede Sí Gross et al21 8M 8H 8M 8H 9M 14H 22.±7.2 27±2 24.6±5.1 20.1±1.6 18-36 1 1 2 ALP Sí ALP y Stirrup No 2 ALP y Aircast sport-stirrup No Hals et al24 17M 8H 16.2±6 1 Aircast sport-stirrup No Hubbard y Kaminski25 8M 8H 21.6±1.7 2 Swede-O Ankle y Aircast Air-Stirrup Sí Kimura et al26 10M 8H 18-35 1 Stirrup No Lindley et al27 Locke et al28 11H 18M 8H 21.1±1.7 15.83±1.01 3 1 Stirrup. ALP y Active Ankle Trainer Donjoy Rocketsoc Sí No No 9 Gross et al22 Gross et al23 Lofvenberg y karrholm29 13 36 1 Ortesis creada por los investigadores: Mackean et al30 11H 17-25 3 Aircast, Active ankle y Swede-O Sí Macpherson et al31 25H 16±0.99 2 Stirrup y Rocketsoc No Martin y Harter32 5M 5H 5M 9H 23.4±2.5 2 Swede-O y Aircast Sí 21±2 3 Swede-O, Aircast y Active Ankle Sí Metcalfe et al34 10M 26.5±3.69 1 Swede-O-Universal Sí Paris35 18H 17.6±1.7 2 Swede-O y New cross McDavid Sí Paris y Sullivan36 36H 22.3±2.33 3 Swede-O y New cross, Stirrup, subtalar stabilizer braze Sí Pienkowski et al37 12H 15-18 3 Stirrup, kallassy y Swede-O No Rieman et al38 5M 9H 5H 17-26 1 Aircast Sí 20-65 8 McDavid A-101,Stirrup, Gelcast, Super-8, Donjoy, FG-062, Eclipse Excel Ankle support stabilizer y High top Ankle Support Sí 16H 26H 4M 8H 30 19.14±1.34 18-28 24.2±3.8 1 1 1 SEirrup Air-Stirrup Brace Maleoloc No Sí No 24.03±0.76 2 McDavie A101 y Perform 8 Steady Step lateral ankle stabilizer No McCaw y Cerullo33 Shapiro et al39 TABLA 1. Artículos revisados donde se estudian diferentes tipos de ortesis de tobillo (VFP = vendaje funcional preventivo de tobillo M = mujeres H = hombres) Sitler et al40 Verbrugge41 Wiley y Nigg42 Yaggie y Kinzey43 220 AMD VOLUMEN XXIII - N.º 113 - 2006 AVANCES DEL VENDAJE FUNCIONAL DE TOBILLO EN EL DEPORTE Autor Sujetos Sexo Edad Pruebas % Descenso rendimiento Sig. 24.8±4.4 Equilibrio sobre una plataforma de fuerzas Equilibrio:42.86 Tocar el suelo: 536.36 * * Salto vertical 10 yardas carrera lanzada 40 yardas sprint Salto horizontal 4.00 1.60 3.50 0.00 * * * ns Bannell y Goldie 24 Burks et al 11 30 Mackean et al30 11 H 17-25 Salto vertical Lanzamiento en salto Correr tres distancias cortas a máxima velocidad 1.59 9.09 2.86 * ns ns Metcalfe et al34 10 M 26.5±3.69 Salto vertical Test de agilidad SEMO 4.60 2.74 *** *** Paris35 18 H 17.6±1.7 Velocidad (50 yardas) Nelson test de equilibrio 0.15 3.13 ns ns Test de agilidad SEMO Salto vertical 1.57 2.38 ns ns Fuerza de inversión Promedio Fuerza inversión pico Fuerza eversión promedio Fuerza eversión pico 6.94 7.69 1.56 4.00 ns ns * * 10 Paris y Sullivan36 36 H 22.3±2.33 Rieman et al38 14 5M 9H 17-26 1º Pico (máx. amortiguación) 2º Pico (máx. amortiguación) 1º pico (rígida) 2º pico (rígida) 3.71 2.58 12.20 14.95 ns ns ns ns Verbrugge41 26 H 18-28 40 yardas sprint Salto vertical Carrera de agilidad 0.20 2.88 0.00 ns ns ns alcanza el sujeto11,30,34,41,45. La mayoría de estos estudios han descrito descenso de la misma11,30,41. Es destacable que algunos autores que estudian ortesis no encuentren esta pérdida de altura en el salto24,28,42,43. – La medición de la restricción de movimiento o ROM (range of movement = rango de movimiento). La movilidad de tobillo puede ser medida de forma estática o de forma dinámica dentro del movimiento seleccionado, obteniendo valores diferentes en ambas situaciones. Medir el ROM de forma estática es relativamente sencillo con un goniómetro. Sin embargo, hacerlo de forma dinámica durante la práctica deportiva es complejo, puede interferir en la propia práctica y son necesarios instrumentos más sofisticados, como es el caso de cámaras de alta velocidad o electrogoniómetros15,25,27,39,46-49. – La fatiga del vendaje o pérdida de las propiedades mecánicas a lo largo de la competición o entrenamiento es otro aspecto estudiado16,19-21,32,34,44,45,50. Éste es uno de los ejes centrales de la tesis de Meana3. La mayoría de los autores coinciden en que el vendaje se fatiga como cualquier otro material y que con el tiempo pierde parte de las propiedades para las que ha sido confeccionado16,34,44, por lo que sería conveniente cambiar o reforzar el vendaje cada cierto tiempo. En el mayor desgaste del vendaje funcional preventivo influyen algunas características individuales como es el caso del tipo de pie o la altura. Los sujetos altos de pies cavos los desgastan en mayor medida que los bajos de pies planos 3 por lo que deberían reconstruirlo con mayor frecuencia. – Finalmente, hay un cierto número de revisiones bibliográficas y de trabajos en los que se 221 AMD TABLA 2. Estudios sobre los posibles descensos del rendimiento con la utilización del vendaje funcional de tobillo M= mujeres, H= hombres, SIG= significación estadística, ns= no significativa; *= p<0.05;***=p<0.001 ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J., et al. aportan hipótesis variadas5,51-57 que no obedecen a resultados de trabajos científicos sino a ideas que surgen de la práctica de profesionales. Así, por ejemplo, Hume y Gerrard51 nos dicen que el vendaje funcional preventivo nos da la posibilidad de reducir el riesgo de lesión pero que después de 20 minutos de ejercicio necesitaría ser reforzado para que no perdiera su eficacia. En este artículo no vamos a analizar los trabajos que estudian si el vendaje cumple la función para la que había sido colocado, ni los que estudian la fatiga del vendaje, sino aquellos que abordan la posibilidad de disminución del rendimiento y aparición de nuevas lesiones. POSIBLES DESVENTAJAS Los beneficios de la correcta utilización de los vendajes están más que demostrados. Sin embargo cuando el uso no es el indicado, pueden darse una serie de "efectos secundarios" que vamos a describir en este apartado. Neiger2 dice que hay que desconfiar de la colocación sistemática y repetitiva de los vendajes, debido a la dependencia que pueden provocar en el sujeto y llevarle a que esté expuesto a una lesión en el momento en que no esté protegido. Por este motivo, hay diversos autores que sugieren que en la rehabilitación de lesiones sería adecuado combinar la utilización del vendaje con sesiones específicas de propiocepción, que ayuden al sujeto a conseguir un control activo articular y neuromuscular, para que el periodo de uso del vendaje sea limitado2,51,58. Después de la utilización del vendaje funcional preventivo la zona donde ha sido colocado podría quedar expuesta a un mayor riesgo de lesión. En los estudios en que se mide el ROM una vez retirado el vendaje, se encuentran valores superiores con respecto a cuando no se utiliza. Esto conlleva que las estructuras de esa zona se han "acostumbrado" a la ayuda del vendaje y una vez retirado les cuesta más volver a realizar su función2. Algunos autores achacan 222 AMD la mayor laxitud de la zona donde se encuentra el vendaje a un aumento de la temperatura y por lo tanto un aumento también en la extensibilidad de las estructuras que se encontraban bajo el vendaje44. Estos autores registran incrementos en la temperatura de hasta 2.6 ºC superiores en el grupo con vendaje funcional preventivo con respecto a un grupo control después de realizar ejercicios variados que incluían saltos. Otro factor a tener en cuenta es la piel que se encuentra en contacto íntimo con el vendaje. En ella se pueden dar efectos como la hipersensibilidad (reacciones a determinados componentes del vendaje), las irritaciones mecánicas causadas por fuerzas de tracción altas y las irritaciones químicas, producidas por las sustancias que contiene la masa adhesiva4. Cuando se realiza un vendaje, se deben considerar algunos factores que a veces no se tienen en cuenta, como son; la capa protectora de la piel (que se encuentra formada por ácidos grasos, escamas y pelos) y la actividad que se va a realizar. Jurgen y Asmussen4 dicen que el sudor puede influir de forma significativa sobre el efecto del vendaje y su utilidad. El vendaje puede levantarse y perder su eficacia, incluso limitar algún movimiento diferente al que se pretendía sobrecargando otras estructuras pudiendo provocar una lesión. El vendaje funcional preventivo, al limitar el ROM puede llevar a la necesidad de compensar con la utilización de otras estructuras que a largo plazo provoque dolor o actitudes viciosas. FUERZAS DE REACCIÓN En este apartado se va a discutir, mediante las modificaciones en las fuerzas de reacción del suelo que provocaría el vendaje, la posible disminución en la eficacia y riesgo de lesión. Se han analizado patrones de movimiento (marcha y carrera) y movimientos máximos (salto, amortiguación de caída y cambio de dirección). Para ello se han hecho unos estudios piloto en los que se ha aplicado un vendaje funcional VOLUMEN XXIII - N.º 113 - 2006 AVANCES DEL VENDAJE FUNCIONAL DE TOBILLO EN EL DEPORTE Fuerzas de reacción en la marcha Fuerza (BW) preventivo inelástico en el tobillo con prevendaje, que limitaba los movimientos de supinación y extensión. Estos estudios nos permiten postular una serie de hipótesis de futuras investigaciones y mostrar los gráficos de este apartado. Los ensayos mostrados en este apartado han sido realizados sobre una plataforma de fuerzas piezoeléctrica Kistler 9281 CA (Kistler, Suiza), colocada bajo el pavimento sintético de un polideportivo. 1.5 1.3 1.1 0.9 0.7 0.5 0.3 0.1 -0.1 -0.3 -0.5 0 Marcha Las fuerzas de reacción en marcha han sido abundantemente estudiadas pero no se ha encontrado ningún estudio sobre sus modificaciones con vendaje funcional preventivo de tobillo. Carrera Igual que en la marcha, esperamos encontrar un incremento en los picos de fuerza verticales durante el apoyo, propiciados por un menor control de los músculos y menor propiocepción en esa zona. En las fuerzas anteroposteriores, al igual que en la marcha, se vería un incremento del pico de frenado y un descenso en el pico de aceleración, lo que podría causar un descenso de eficacia en el movimiento (Figura 2). Los ensayos para obtener la figura han sido realizados a una velocidad de 3 m/s y se ha normaliza- 20 30 40 50 60 70 80 % Duración apoyo 90 100 Fuerza anteroposterior con vendaje Fuerzas de reacción en la carrera 2.5 2 Fuerza (BW) En las fuerzas de reacción verticales en la marcha, cabría esperar un incremento en los valores de los picos de fuerza, así como un descenso del valor del valle, debidos a un menor control propioceptivo de los músculos que atraviesan el tobillo vendado. En las fuerzas anteroposteriores se daría un incremento del pico de frenado, por el menor control de esa articulación y un descenso del pico de aceleración debido al menor rango de la extensión de tobillo en la impulsión. Los ensayos que hemos realizado para mostrar la figura se llevaron a cabo a una velocidad de 1.6 m/s y se normalizó el eje de abscisas en porcentajes respecto a la duración del apoyo (Figura 1). La frecuencia de muestreo fue de 500 Hz. 10 Fuerza vertical sin vendaje Fuerza vertical con vendaje Fuerza anteroposterior sin vendaje FIGURA 1. Hipótesis de las posibles variaciones en las fuerzas de reacción verticales (negro) y anteroposteriores (gris) en la marcha debidas al uso de un vendaje funcional preventivo de tobillo que limite la supinación y extensión. Ensayos realizados a una velocidad de 1.6 m/ s. (BW = veces el peso corporal) 1.5 1 0.5 0 -0.5 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 % Duración apoyo Fuerza vertical sin vendaje Fuerza vertical con vendaje Fuerza anteroposterior sin vendaje Fuerza anteroposterior con vendaje do el eje de abscisas en porcentajes respecto a la duración del apoyo. La frecuencia de muestreo utilizada fue de 500 Hz. Al igual que sucede en la marcha, las fuerzas de reacción en carrera han sido abundantemente estudiadas pero no se ha encontrado ningún estudio sobre las modificaciones que provocaría en ellas el vendaje funcional preventivo de tobillo. El valor del pico de frenado de las fuerzas de reacción verticales ha sido frecuentemente vinculado al riesgo de lesiones de fatiga en deportes de resistencia. En este sentido el vendaje podría incrementar ese riesgo. 223 AMD FIGURA 2. Hipótesis de las posibles variaciones en las fuerzas de reacción verticales (negro) y anteroposteriores (gris) en la carrera, debidas al uso de un vendaje funcional preventivo de tobillo que limite la supinación y extensión. Ensayos realizados a una velocidad de 3 m/s. (BW = veces el peso corporal) ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J., et al. nor altura) propiciados por la limitación que tenemos en el rango de movimiento del tobillo (Figura 3). Los ensayos para obtener la figura han sido realizados en un CMJ con una frecuencia de muestreo de 500 Hz. Fuerzas de reacción en el salto FIGURA 3. Hipótesis de las posibles variaciones en las fuerzas de reacción verticales (negro) en un salto con contramovimiento debidas al uso de un vendaje funcional preventivo de tobillo que limite la supinación y extensión. (BW = veces el peso corporal) Fuerza Vertical (BW) 3 2.5 2 1.5 1 0.5 0 0 10 20 30 Sin vendaje 40 50 60 70 80 90 100 % Duración de la batida Con vendaje 9 8 7 6 5 4 3 2 1 0 Amortiguación de caída 35 5 15 20 25 30 10 Sin vendaje % Duración de la amortiguación Con vendaje Fuerzas de reacción en el cambio de dirección Fuerza Resultante (BW) FIGURA 5. Hipótesis de las posibles variaciones en la resultante, de las fuerzas de reacción anteroposteriores y mediolaterales, en un cambio de dirección a máxima velocidad debidas al uso de un vendaje funcional preventivo de tobillo que limite la supinación y extensión. (BW = veces el peso corporal) Fuerza Vertical (BW) Fuerzas de reacción en la amortiguación de la caída FIGURA 4. Hipótesis de las posibles variaciones en las fuerzas de reacción en la amortiguación de una caída debidas al uso de un vendaje funcional preventivo de tobillo que limite la supinación y extensión. Ensayos realizados cayendo desde una mesa a 0.75 m de altura. (BW = veces el peso corporal) 2.5 2 1.5 1 0.5 0 0 Sin embargo, en este apartado nos surgen algunas dudas de cómo se comportará el tobillo cuando el vendaje sea elástico, ya que este tipo de vendaje podría llegar a ayudar a saltar más debido a la restitución del vendaje en la fase concéntrica del salto. Hay diversos autores que estudian la influencia del vendaje en el rendimiento del salto vertical11,30,34,41,45, pero ninguno de ellos analiza las fuerzas de reacción del suelo en la batida del salto. Como se ha comentado la mayoría de autores describen descenso en la altura del salto con vendaje. 20 40 60 80 Sin vendaje % Duración del apoyo Con vendaje 100 Salto con contramovimiento En la batida de un salto con contramovimiento (CMJ) pensamos que se pueden dar descensos en el pico de máxima fuerza y en el impulso de aceleración (con lo que el salto alcanzaría me- 224 AMD En la amortiguación de una caída, el vendaje podría incrementar el segundo pico de fuerza debido a un menor control de la musculatura extensora de tobillo, limitando la tensión ejercida por el músculo para que ese impacto no sea tan brusco (Figura 4). Por otro lado el vendaje también podría provocar que ambos picos de fuerza (1º y 2º) sucedieran antes en el tiempo38 y una menor duración en la amortiguación. Estas posibles modificaciones perjudicarían la amortiguación y podrían favorecer el riesgo de lesiones. Los ensayos para obtener la figura han sido realizados dejando caer al sujeto desde una altura de 0.75 m con la metodología descrita por Abián et al59. La frecuencia de muestreo utilizada fue de 1000 Hz. Barceló45, analizando la amortiguación después de realizar un CMJ, encontró valores significativamente superiores en el segundo pico de fuerza debido a la utilización de dos tipos diferentes de vendajes funcionales preventivos de tobillo. En el estudio de Barceló los valores del primer pico de fuerza fueron inferiores en las situaciones con vendaje, pero pensamos que al incrementar la altura de caída los VOLUMEN XXIII - N.º 113 - 2006 AVANCES DEL VENDAJE FUNCIONAL DE TOBILLO EN EL DEPORTE valores del primer pico de fuerza pudieran ser también superiores. Cambio de dirección En un cambio de dirección brusco durante la carrera esperamos encontrar unos valores superiores en el pico de frenado de la fuerza resultante por la limitación del vendaje. En el pico de aceleración esperamos encontrar valores inferiores, por una menor impulsión debida a la restricción del rango de movimiento del tobillo (Figura 5). También se daría con el vendaje una mayor duración en el apoyo del pie en el suelo debido a que se realizaría el movimiento con menor explosividad que sin vendaje. Las fuerzas de reacción en el cambio de dirección fueron estudiadas por Meana3, que no encontró diferencias significativas en los valores de los picos de fuerza con la utilización del vendaje funcional preventivo de tobillo. Pensamos que forzando algo más el movimiento se podrían encontrar diferencias. Para obtener la figura se hizo en un cambio de dirección de 120º utilizando la metodología descrita por Abián et al60. La frecuencia de muestreo utilizada fue de 500 Hz. La incidencia del vendaje en los cambios de dirección ha sido estudiada por varios autores3,20,21,34,35,41,45,61. Excepto Meana3,61 ninguno ha estudiado las fuerzas de reacción del suelo. PERSPECTIVAS DE FUTURO La biomecánica de diferentes movimientos con articulaciones sometidas a vendajes funcionales preventivos de tobillo se ha venido estudiando desde hace años. Predominan estudios estáticos de las restricciones en la amplitud articular. No obstante, hay muy pocos estudios que analicen el comportamiento del vendaje realizando movimientos de situaciones deportivas concretas y, de éstos, casi ninguno analiza las fuerzas de reacción del suelo. Las fuerzas de reacción nos van a dar valores de lo que sucede mientras estamos realizando la acción deportiva y nos van a acercar a la situación real en la que sucede el movimiento, ya que no interfieren en el sujeto ni en el juego. Mediante las fuerzas de reacción vamos a poder comprobar si existen o no modificaciones en la eficacia de las técnicas deportivas y por otro lado podremos evaluar si aumenta el riesgo de nuevas lesiones. Por último sería interesante el estudio en situaciones deportivas concretas de diferentes tipos de vendaje funcional preventivo de tobillo, como por ejemplo, elástico e inelástico y la comparación de éstos con ortesis y prótesis. AGRADECIMIENTOS Agradecemos a Joma y a Maria Laguna Nieto su colaboración en la realización de este trabajo. RESUMEN El objetivo de este artículo ha sido realizar una revisión de los estudios con vendajes funcionales preventivos de tobillo en el deporte y formular unas hipótesis de futuros trabajos en base a unos ensayos biomecánicos con plataforma de fuerzas. En relación a la biomecánica de los vendajes funcionales preventivos de tobillo en la bibliografía encontramos cuatro temas principales: el estudio del posible descenso del rendimiento, la medición de la restricción de movimiento, la fatiga del vendaje y finalmente las revisiones bibliográficas y trabajos que aportan hipótesis para posibles investigaciones. Podemos concluir que predominan estudios estáticos de las restricciones del vendaje en la amplitud articular y sin embargo hay muy pocos estudios que analicen el comportamiento del vendaje realizando movimientos de situaciones deportivas concretas. Pese a que los beneficios de la utilización de los vendajes están demostrados, cuando su uso no es el adecuado pueden darse una serie de efectos no deseados. A menudo, la dependencia 225 AMD ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J., et al. que pueden provocar en el sujeto, le llevará a que esté expuesto a una lesión en el momento en que no esté protegido. El artículo acaba analizando movimientos básicos, presentes en muchos deportes: marcha, carrera, salto, cambio de dirección y amortiguación de caída. En estos movimientos se presentan resultados de la bibliografía y de estudios piloto propios, en los que se analiza la cinética del contacto en el suelo con y sin vendaje funcional preventivo de tobillo, de cara a proponer nuevas vías de investigación, que aborden no sólo la eficacia del vendaje sino también la posible disminución en la eficacia de gestos deportivos y el riesgo añadido de nuevas lesiones. Palabras clave: Biomecánica. Cinética. Deporte. Tobillo. Prevención de lesiones. Vendaje funcional. Fuerzas de reacción. SUMMARY The purposes of this paper were to review the research on prophylactic ankle taping in sport, and to formulate hypotheses for future researches, on the basis of biomechanical trials on a force platform. There are four main topics on prophylactic ankle taping in the literature: the study of a possible performance decrease, the measur- B I B L I O 1. Bové T. El vendaje funcional. Barcelona. Doyma, 1989. 2. Neiger H. Los vendajes funcionales, aplicaciones en traumatología del deporte y en reeducación. Barcelona. Masson, 1990. 3. Meana M. Biomecánica del vendaje funcional preventivo de tobillo en deportes de colaboración-oposición, Tesis doctoral. Universidad de Castilla la Mancha. Toledo, 2002. 226 AMD ement of the limitation in the range of motion (ROM), the fatigue of the ankle taping, and finally, the reviews and researches that contribute with hypotheses for further works. Most studies have been carried out in static conditions to test the limitations in the ROM; however, there are few studies where the ankle taping response during sports tasks or specific movements had been analysed. Although the benefits of the use of ankle taping are well established, when it is misused, undesirable effects could appear. The subjects' dependence to these orthoses could lead to an injury, when they do not wear ankle taping during the sports activity. Finally, the review analyses basic sports movements: gait, running, changes of direction and landings. Data of these actions are presented, from the literature and pilot studies performed in our laboratory, where ground reaction forces with and without prophylactic ankle taping have been analysed. Further investigations should focus more in deep not only on the ankle taping effectiveness but on the decreases in the effectiveness of sports movements, and the increase in the risk of injuries. Key words: Biomechanics. Kinetics. Sport. Ankle. Injury prevention. Tape. Ground reaction forces. G R A F I A 4. Jurgen H, Asmussen PD. Técnicas de vendaje. Santa fé de Bogotá. Iatros, 1988. 5. Bové T. Los vendajes funcionales en el baloncesto. Arch Med Dep 1998;15(68): 523-30. 6. Camacho JL. Vendajes funcionales. (on line) http:// webs.ono.com/usr000/ nutridepor/pagina_nueva_34.htm (Consulta: 21 de Abril de 2005). VOLUMEN XXIII - N.º 113 - 2006 AVANCES DEL VENDAJE FUNCIONAL DE TOBILLO EN EL DEPORTE 7. Paris DL, Sullivan SJ. Isometric strength of rearfoot inversion and eversion in nonsupported, taped, and braced ankles assessed by a hand-held dynamometer. J Orthop Sport Phys 1992;15(5):229-35. 8. Rovere GD, Clarke TJ, Yates S, Burley K. Retrospective comparison of taping and ankle stabilizers in preventing ankle injuries. Am J Sports Med 1988;16(3):228-33. 9. Alves J W, Alday RV, Ketcham DL, Lentell GL. A comparison of the passive support provided by various ankle braces. J Orthop Sport Phys 1992;15(1):10-8. 10. Bennell KL, Goldie PA. The differential effects of external ankle support on postural control. J Orthop Sport Phys 1994; 20(6):287-95. 11. Burks RT, Bean BG, Marcus R, Barker HB. Analysis of athletic performance with prophylactic ankle devices. Am J Sports Med 1991;19(2): 104-6. 12. Carroll MJ, Rijke AM, Perrin DH. 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Jornada Nacional del Grupo de Especialistas de Medicina de la Educación Física y el Deporte. Arch Med Dep 2004;21(5):417-8. 6 1. Meana M, López JL, Grande I, Aguado X. Biomecánica del vendaje funcional preventivo de tobillo. Arch Med Dep 2004;21(2): 99-108 229 AMD VOLUMEN XXIII - N.º 116 - 2006 ORIGINAL DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN Volumen XXIII DE CAÍDAS EN TESTSNúmero DE SALTO 116 2006 Págs. 441-449 DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN DE CAÍDAS EN TESTS DE SALTO GENDER DIFFERENCES DURING LANDINGS AFTER JUMPING R E S U M E N S U M M A R Y Objetivo: Analizar, en una población de aspirantes al ingreso en una Facultad de Ciencias del Deporte, la cinética de la batida, vuelo y amortiguación de sus saltos y estudiar las diferencias entre los subgrupos de hombres y mujeres. Metodología: Se analizaron los saltos de 180 sujetos, 132 eran hombres (edad = 19,8±3,0 años) y 48 mujeres (edad = 19,6±3,3 años). Se utilizó una plataforma de fuerzas Quattro Jump de Kistler. Se analizaron las fuerzas de reacción verticales y la posición del centro de gravedad en un salto con contramovimiento. Resultados: Los hombres lograron mayores alturas del centro de gravedad en el vuelo (hombres = 35,77±4,55 cm, mujeres = 26,08±3,33 cm; p < 0,001) y mayores segundos picos de fuerza en la amortiguación (F2) (hombres = 7,41±2,20 BW, mujeres = 5,72±1,82 BW; p < 0,001) (BW = veces el peso corporal). Las mujeres mostraron un mayor recorrido del centro de gravedad durante la amortiguación (hombres = 10,21±2,26%, mujeres = 10,84±2,21%; p < 0,05). Los valores obtenidos en F2 en el conjunto de la población estudiada han sido superiores a los registrados por otros autores en alturas de caídas mayores, en las que el objetivo era lograr la máxima amortiguación. Conclusiones: Los resultados de este estudio justifican la necesidad de intervenciones profilácticas para enseñar a amortiguar correctamente las caídas de saltos. El mayor valor obtenido en F2 por los hombres podría ser debido a que caían desde mayor altura que las mujeres y al mayor recorrido del centro de gravedad registrado por las mujeres que les protegía de valores altos en F2. Purpose: To analyse, in a population of applicants to a Faculty of Sports Sciences, the kinetics of the push off, flight and landing phases in a jump test, and to study the differences between men and women. Methodology: The jumps of 180 applicants to a faculty of Sports Sciences (132 men, mean age: 19.8±3.0 years, and 48 women, mean age: 19.6±3.3 years) were recorded with a Quattro Jump Kistler force plate. Vertical ground reaction forces and the position of the centre of gravity in a counter movement jump were analysed. Results: The men's group reached higher heights of the centre of gravity during the flight phase (men = 35.77±4.55 cm, women = 26.08±3.33 cm; p < 0.001) and greater vertical forces in the second peak of the landing phase (F2) (men = 7.41±2.20 BW, women = 5.72±1.82 BW; p < 0,001) (BW = body weight). Women showed greater vertical displacement of the centre of gravity during the landing phase (men = 10.21±2.26% of subject's height, women = 10.84±2.21%; p < 0.05). The values of F2 in the population studied have been greater than those found in other studies performed with higher landing heights, but with the aim of maximal softening. Conclusions: The results of the present study support the necessity of prophylactic interventions to teach proper landing techniques among specific populations. The greater values of F2 in the men’s group could have be caused by the higher landing heights and the shorter vertical displacement of the centre of gravity during the landing phase, compared to the women's group. Palabras clave: Biomecánica. Cinética. Fuerzas de reacción. Salto con contramovimiento. Amortiguación de caídas. Prevención de lesiones. Diferencias de sexo. Key words: Biomechanics. Kinetics. Ground reaction forces. Counter movement jump. Landings. Injury prevention. Gender differences. CORRESPONDENCIA: Javier Abián Vicén Laboratorio de Biomecánica. Facultad de Ciencias del Deporte. Universidad de Castilla-La Mancha. Avenida Carlos III s/n. 45071 Toledo Aceptado: 04-05-2006 / Original nº 519 441 AMD Javier Abián Luis M. Alegre Amador J. Lara Xavier Aguado Facultad de Ciencias del Deporte Universidad de CastillaLa Mancha Toledo ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J., et al. FIGURA 1. Instantes en los que se producen los picos representativos de las fuerzas de reacción vertical en la amortiguación de una caída. Las fotografías se han obtenido con una cámara de vídeo de alta velocidad MotionScope M1, a 1000 Hz. (F1 = primer pico de fuerza; F2 = segundo pico de fuerza; F3 = tercer pico de fuerza; BW = veces el peso corporal; t = tiempo transcurrido desde el inicio del contacto) Fuerzas de reacción en la amortiguación de la caída Fuerza vertical (BW) FIGURA 2. Gráfica representativa de los 3 picos de fuerza de reacción vertical en la amortiguación de una caída. La gráfica se ha obtenido con una plataforma de fuerzas piezoeléctrica Kistler 9281 C, a 1000 Hz. (F1 = primer pico de fuerza; F2 = segundo pico de fuerza; F3 = tercer pico de fuerza) Figura modificada de Abián et al10 . 8 F2 6 F1 F3 4 2 0 0 35 70 105 140 Tiempo (ms) 175 210 245 INTRODUCCIÓN Los tests de salto son usados en diferentes situaciones para medir la fuerza explosiva de las extremidades inferiores. Entre ellas, en pruebas de aptitud física selectivas en determinados puestos de trabajo (policía, bomberos,…), en pruebas de ingreso a la mayoría de Facultades de Ciencias del Deporte en España y en tests que realizan profesores de Educación Física y entrenadores. El sujeto y el entrenador, profesor de Educación Física o investigador, centran su atención en la batida y la altura alcanzada en el vuelo, descuidando casi siempre la observación de una correcta amortiguación en la caída. En situaciones reales de competición, algunos autores sitúan el aterrizaje de saltos como la principal causa de lesión en determinados deportes1-8. Por ejemplo Gray, et al.9 destacan que entre el 58% y el 63% de las lesiones en baloncesto y voleibol se producen durante los aterrizajes de saltos. 442 AMD Si medimos las fuerzas de reacción verticales del suelo en la caída de un salto encontramos un patrón cinético consistente en tres picos de fuerza característicos (Figuras 1 y 2)10-12. El primero (F1) se ajusta temporalmente al impacto de las cabezas de los metatarsos y sucede en torno a los 10 ms de haber iniciado el contacto del pie con el suelo. El segundo (F2) se ajusta temporalmente al impacto del talón y sucede en torno a los 40 ms. Este pico es el mayor de los 3 y puede llegar a superar 10 BW (veces el peso corporal). El tercero, que guarda relación con el ángulo máximo de flexión de los tobillos e inicio del levantamiento de los talones del suelo y sucede alrededor de los 150 ms, es el menor de los 3. En la bibliografía se apoya la idea de que la forma en que el sujeto absorbe la energía durante la amortiguación de un salto va a condicionar que ésta sea más o menos peligrosa13-20. Este hecho es importante, porque resalta la capacidad que tiene el ser humano de protegerse activamente (mediante una técnica adecuada) del riesgo implícito de lesión en las caídas. Así, algunos autores incluso llegan a realizar intervenciones en el marco escolar para evaluar hasta qué punto se puede disminuir el riesgo de lesión después de un aprendizaje técnico21-23. Por otro lado, abundantes trabajos de esta última década han estudiado el riesgo de lesión según el sexo en la amortiguación de caídas. Así, diferentes autores describen un mayor riesgo de lesión de ligamento cruzado anterior en las mujeres (Tabla 1). Estos estudios se han centrado en medir cinemática, cinética y activación VOLUMEN XXIII - N.º 116 - 2006 DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN DE CAÍDAS EN TESTS DE SALTO Autor Número de sujetos Edad (años) Características Altura de caída Tipo de medición Diferencias Mayor riesgo Hewett, et al24 11 M y 9H M=15.0±0.6 H= 15.0±0.3 Jugadores de voleibol Previo salto máximo Cinética *** Hombres Cowling y Steele25 11 M y 7 H 22.6±2.5 Físicamente activos Previo salto máximo Cinemática Cinética Electromiografía ns ns * Mujeres Previo salto máximo Cinética Cinemática *** *** Mujeres Chappell, et al26 10 M y 16 H M=21.0±1.7 Atletas recreacionales H=23.4±1.1 practicaban A.F. 3 días a la semana Fagenbaum y Darling27 8 M y 10 H ---- Jugadores de baloncesto universitarios 25.4 y 50.8 cm Electromiografía Cinemática ns * Hombres Ford, et al28 47 M y 34 H M= 16.0±0.2 H= 16.0±0.2 Jugadores de baloncesto Drop Jump (31 cm) Cinemática Cinética *** ns Mujeres M= 21.7±2.1 Atletas recreacionales Previo salto H= 23.7±0.8 practicaban A.F. máximo 3 días a la semana Cinemática ** Mujeres Cinemática Cinética * * Mujeres Cinética ns No diferencias Cinemática *** Mujeres Electromiogarfía * Mujeres Chappell, et al29 10 M y 10 H Kernozek, et al3015 M y 15 H M= 23.6±1.76 Atletas recreacionales H= 24.5±2.26 universitarios Swartz, et al31 4 grupos 15G, 15B, 14M y 14H G= 9.2±1.0 B= 9.41±0.9 M= 24.2±2.2 H= 23.5±3.2 Yu, et al32 30 M y 30 H 11 a 16 Zazulak, et al8 13 M y 9 H – Físicamente activos 60 cm Previo salto al 50% de la altura alcanzada en un salto máximo Practicaban fútbol Previo salto 2 o 3 veces por semana máximo Jugadores de fútbol de 1ª división y atletas universitarios 30.5 y 45.8 cm H= hombres; M= mujeres; G= niñas; B= niños; A.F.= actividad física; * = p< 0.05; ** = p< 0.01; *** = p< 0.001; ns= no significativas muscular. Hewett, et al.35, atribuyen el mayor riesgo de las mujeres a la mayor extensión de las rodillas al inicio de la amortiguación, lo que podría verse reflejado en una posición más elevada del centro de gravedad en ese instante. El objetivo de este estudio ha sido analizar las fuerzas de reacción verticales y la posición del centro de gravedad durante la amortiguación de tests de salto, realizados en las pruebas de acceso a una Facultad de Ciencias del Deporte, para determinar si guardan relación con la potencia de la batida y altura del salto y, por otro lado, ver si se diferencian los subgrupos de hombres y mujeres de la población estudiada. METODOLOGÍA Instrumentos Para medir las variables de los saltos se usó una plataforma de fuerzas piezoeléctrica portable Quattro Jump (Kistler, Suiza), conectada a un ordenador en el que se recogían los registros de fuerzas, con una frecuencia de muestreo de 500 Hz. Sujetos Tomaron parte en el estudio 180 aspirantes a ingresar en una Facultad de Ciencias del Deporte de España, en el curso 2005-2006; 132 de 443 AMD TABLA 1. Estudios que analizan las diferencias de sexo en las amortiguaciones de caídas ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J., et al. ellos eran hombres (edad = 19,8±3,0 años, masa = 70,4±8,3 kg, estatura = 176,3±5,5 cm) y 48 mujeres (edad = 19,6±3,3 años, masa = 55,9±6,7 kg, estatura = 163,6±6,3 cm). Todos los sujetos fueron informados de la realización del estudio, pudiéndose negar a participar en el mismo. N) hasta que se cruzaba por primera vez el valor del peso en la gráfica de fuerza-tiempo (TBW). Durante la amortiguación también se estudió, en el instante de tocar el suelo, cuánto más bajo se encontraba el centro de gravedad respecto del instante del despegue (Hl) y el descenso del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo (Lr). Los valores de Hl y Lr se utilizaron normalizados con la estatura del sujeto. Protocolos A todos los sujetos se les dejó un tiempo mínimo de 10 minutos para que realizaran el calentamiento. Los sujetos fueron tallados y pesados, y a continuación realizaron el test de salto con contramovimiento (CMJ), sobre la plataforma de fuerzas. Las manos debían permanecer en la cintura durante todo el salto (batida, vuelo y amortiguación). Se dejó libre el ángulo de flexión de rodillas en el contramovimiento. Cada sujeto disponía de dos intentos para superar unos mínimos de altura establecidos (29 cm en hombres y 21 cm en mujeres). Si no conseguían el mínimo en el primer intento realizaban, tras un minuto, un segundo salto. Se analizó el mejor de los intentos. Análisis estadístico Se usó el software estadístico Statistica for Windows v. 5.1. Para comprobar la normalidad de las distribuciones se usó la W de Shapiro Wilks, la Curtosis y las Skewness. Se realizó estadística descriptiva obteniendo medias, desviaciones típicas y correlaciones de Pearson (en las variables que mostraban una curva normal) y de Spearman (en las variables que mostraban una curva no normal). Como pruebas inferenciales se utilizaron en las variables que presentaban una distribución normal la T de Student para variables independientes y en las que mostraban una distribución no normal el test de la U de Mann-Whitney. En las correlaciones y pruebas inferenciales se usó el criterio de significación mínimo de p < 0.05. Variables Se estudió, respecto al vuelo la altura a la que se elevaba el centro de gravedad (H), respecto a la batida el pico de potencia (PP) y respecto a la amortiguación de la caída los tres picos de fuerza vertical (F1, F2 y F3), el instante en el que sucedía cada uno de estos picos (T1, T2 y T3) y el tiempo desde el inicio de contacto con el suelo (considerado a partir de que el valor de las fuerzas de reacción verticales superaba los 3 TABLA 2. Resultados obtenidos en las variables de la batida, vuelo y posición del centro de gravedad durante la amortiguación RESULTADOS Se encontró una distribución normal tanto en el subgrupo de hombres como en el de mujeres en el PP, T2, F3 y Hl. Además, los hombres presentaron una distribución normal en F2 y las muje- PP (W/kg) H salto (cm) HI (%) Lr (%) Todos 47.95±7.12 33.16±6.06 2.43±2.00 10.38±2.26 Hombres 50.77±5.57 35.77±4.55 2.38±1.78 10.21±2.26 Mujeres 40.20±4.78 26.08±.33 2.57±2.53 10.84±2.21 Diferencia (H-M) 10.58 9.68 0.16 -0.63 % Diferencia 20.83 27.07 3.81 5.78 *** *** ns * Sig (H-M) PP= pico de potencia alcanzado durante la batida; H salto= altura alcanzada por el centro de gravedad en el vuelo; Hl= altura del centro de gravedad en el inicio de la amortiguación; Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo 444 AMD VOLUMEN XXIII - N.º 116 - 2006 DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN DE CAÍDAS EN TESTS DE SALTO T1 (s) F1(BW) T2 (s) F2(BW) Todos 0.017±0.007 2.93±1.18 0.057±0.019 6.96±2.23 0.123±0.030 2.88±0.61 0.226±0.58 Hombres 0.017±0.06 3.17±1.21 0.055±0.018 7.41±2.20 0.119±0.028 2.96±0.62 0.220±0.056 Mujeres 0.018±0.007 2.33±0.85 0.065±0.020 5.72±1.82 0.134±0.034 2.62±0.49 0.240±0.064 -0.001 0.84 -0.010 1.69 -0.015 0.34 -0.02 4.49 26.48 15.53 22.82 11.13 11.59 8.48 ns *** ** *** * ** ns Diferencia (H-M) % Diferencia Sig (H-M) T3 (s) F3 (BW) TBW (s) F1 = primer pico de fuerza; T1= instante en el que sucedía el primer pico de fuerza; F2= segundo pico de fuerza; T2= instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; F3= tercer pico de fuerza; T3= instante en el que sucedía el tercer pico de fuerza; TBW= tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en la gráfica de fuerza-tiempo; *= p < 0.05; **= p < 0.01; ***= p< 0.001; ns= no significativa res en el TBW. El resto de variables mostraron una distribución no normal. Las variables de la batida, vuelo y posición del centro de gravedad durante la amortiguación se muestran en la Tabla 2. Las mayores diferencias se han encontrado en la altura del salto y el pico de potencia; en ambas variables los hombres obtuvieron mayores valores. Sin embargo, en las variables relacionadas con la posición del centro de gravedad, las mujeres obtuvieron mayores desplazamientos, con una altura mínima y un rango mayores. En la Tabla 3 se muestran los resultados obtenidos en las variables cinéticas de la amortiguación. Las mayores diferencias entre hombres y mujeres se han encontrado en el primer y segundo pico de fuerza; en ambos los hombres tenían mayores valores que las mujeres. En la Tabla 4 se muestran las principales correlaciones encontradas, tanto en el subgrupo de hombres como en el de mujeres y en el conjunto de la población estudiada. DISCUSIÓN Durante las amortiguaciones, los picos de fuerza vertical de reacción han sido utilizados por diversos autores como una forma de evaluar riesgo de lesión en deportes en los que se dan impactos contra el suelo. En el caso de las amortiguaciones de saltos, F2, que puede superar 10 BW, sucede en torno a los 40 ms. Pflum, et al33 sitúa F2 en el mismo instante en el que el Variables Todos Hombres Mujeres F2-T2 -0.61 -0.55 -0.69 F3-T3 -0.76 -0.79 -0.70 F2-TBW -0.52 -0.42 -0.71 Lr-F2 -0.59 -0.54 -0.69 HI-F2 -0.14 (ns) -0.12 (ns) -0.56 0.85 0.85 0.89 Lr-TBW F2= segundo pico de fuerza; T2= instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; F3= tercer pico de fuerza; T3= instante en el que sucedía el tercer pico de fuerza; TBW= tiempo desde el inicio de contacto con el suelo hasta que se cruzaba por primera vez el valor el peso en al gráfica de fuerza-tiempo; Hl= altura del centro de gravedad en el inicio de la amortiguación; Lr= desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo ligamento cruzado anterior tiene que soportar una mayor tensión. Así, es coherente pensar que disminuyendo F2 pudiéramos disminuir la transmisión de la carga a través de la cadena cinética justo en el instante en que el ligamento cruzado anterior está siendo solicitado al máximo y, de esta manera, podríamos estar protegiéndolo. Los valores encontrados en F2 han sido superiores a los obtenidos por otros autores que analizaban caídas desde alturas similares a las alcanzadas en el vuelo por la población estudiada (H salto = 33,16±6,06 cm). McnittGray13,14, analizando la amortiguación de caídas desde 32 cm de hombres con características similares a los de nuestra población, obtuvieron de media 4.2 BW en F2. Self y Paine34, estudiando las caídas desde 30 cm en atletas recreacionales, obtuvieron 4.29 BW de media. Prapavessis, et al.21, estudiando caídas desde 30 445 AMD TABLA 3. Resultados obtenidos en las variables cinéticas durante la amortiguación de la caída del salto TABLA 4. Principales correlaciones que se han encontrado en el estudio. Todas presentaban una significación de p<0.001 excepto las marcadas con (ns) que no fueron significativas ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J., et al. 5.72±1.82 BW, p < 0.001). En este sentido cabe destacar que los hombres de nuestro estudio caían en sus saltos desde alturas superiores a las mujeres (H salto hombres = 35.77±4.55cm; H salto mujeres = 26.08±3.33cm, p < 0.001) (Figura 3). Si a un grupo de hombres y a otro de mujeres se les dejara caer desde una misma altura más elevada, es posible que los mayores valores de F2 los encontráramos en las mujeres, como describen algunos autores8,30. Chappell, et al.26 y Kernozek, et al.30 estudiando la cinética durante la amortiguación de caídas en hombres y mujeres, concluían que el grupo de mujeres tenía un mayor riesgo de lesión que el de hombres. Sin embargo Hewett, et al.24 referían un mayor riesgo en los hombres, al encontrar en ellos mayores valores de F2. Nuestros resultados coinciden con este autor (F2 hombres = 7.41±2.20 BW; F2 mujeres = El subgrupo de hombres también ha obtenido mayores valores en F1 (p < 0.001) y F3 (p < 0.01), pero el valor de estos picos ha sido de 2 a 3 veces menor que F2. Por esto no creemos que puedan representar un incremento especial en el riesgo de lesiones concretas. FIGURA 3. Diferencias en altura de salto (H salto) y segundo pico de fuerza (F2) entre el subgrupo de hombres y el de mujeres. (*** = p < 0.001) 50 45 40 35 30 25 20 15 10 5 0 *** Hewett, et al.35, consideran que una mayor extensión de los miembros inferiores al inicio de la amortiguación incrementaría la tensión que tiene que soportar el ligamento cruzado anterior y con ello el riesgo de lesión. En este estudio hemos medido indirectamente esta extensión a partir de la altura del centro de gravedad al inicio de la amortiguación. No obstante, aunque el subgrupo de mujeres caía con un mayor grado de extensión no hemos obtenido diferencias significativas entre hombres y mujeres (Hl hombres = 2.38±1.78%; Hl mujeres= 2.57±2.52%). 12 *** 10 8 6 BW cm cm en 35 mujeres y 56 hombres, obtuvieron 4.53 BW de promedio en F2. La explicación podría ser que los sujetos de nuestro estudio centraron su atención en alcanzar la máxima altura en el salto, descuidando la correcta amortiguación. Así, se obtuvo un valor medio de toda la población en F2 de 6.96 BW; valor incluso superior al encontrado por McNitt-Gray13,14 en caídas centrando la atención en amortiguar todo lo posible desde una altura de 0.72 m (F2 = 6.4 BW). 4 2 0 Hombres Mujeres H salto Al igual que en otros estudios10, hemos encontrado correlaciones negativas entre F2 y T2, F2 Correlación entre F2 y Lr F2 = 13.72 - 0.65 * Lr r = -0.59 16 16 14 14 12 12 F2 (BW) FIGURA 4. Correlaciones entre F2 y T2 (izquierda) y F2 y Lr (derecha) (F2 = segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; Lr = desplazamiento del centro de gravedad desde el inicio de la amortiguación hasta el punto más bajo) F2 (BW) Correlación entre F2 y T2 F2 = 11.11 - 72.34 * T2 r = -0.61 10 8 10 8 6 6 4 4 2 0.00 2 0.02 0.04 0.06 T2 (s) 0.08 0.10 Hombres Mujeres 446 AMD 0.12 2 4 6 8 10 12 Lr (cm) 14 16 18 VOLUMEN XXIII - N.º 116 - 2006 DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN DE CAÍDAS EN TESTS DE SALTO tanto en el conjunto de la población (r= -0.61; p<0.001) como en los subgrupos de hombres (r = -0.55; p<0.001) y mujeres (r = -0.69; p<0.001). Esto nos indica que retrasar el instante en el que se da F2 reduce su valor. Otra posible forma de reducir este valor sería alargando el tiempo de amortiguación, al utilizar un mayor recorrido del centro de gravedad. Coincidiendo con esta idea se han encontrado correlaciones negativas entre F2 y Lr, tanto en el conjunto de la población estudiada (r = -0.56; p<0.001), como en los subgrupos de hombres (r = -0.52; p<0.001) y de mujeres (r = -0.69; p<0.001) (Figura 4). Por otro lado el subgrupo de mujeres (Lr = 10.84±2.21 %) descendió más que el de hombres (Lr =10.21±2.26 %; p <0.05). Este hecho probablemente haya contribuido también a que las mujeres de este estudio hayan tenido menores valores en F2. Por otro lado no se han encontrado correlaciones entre la altura del salto y F2 ni entre PP (que es una forma de medir la fuerza explosiva) y F2. Esto indica que independientemente de la altura de la que se caiga o de la fuerza explosiva que se tenga, con una buena técnica se pueden conseguir valores bajos en F2. Esto refuerza la importancia que tiene el enseñar a caer bien y justifica intervenciones profilácticas en diferentes ámbitos, como la escuela o los centros de medicina deportiva. B I B L I O Estudiar la cinética de los saltos con plataformas de fuerzas puede ayudarnos a entender lo que sucede durante la amortiguación de una caída y nos da pistas para aprender a realizar amortiguaciones menos agresivas, pero para tener una visión más amplia en futuros trabajos sería interesante incluir análisis de la cinemática y electromiografía, sincronizadas con el registro de fuerzas de reacción. CONCLUSIONES Para amortiguar los picos de fuerza en las caídas de saltos es más importante una buena técnica que una mayor potencia en las extremidades inferiores. No prestar atención a la amortiguación podría incrementar los picos de fuerza vertical. Esto es importante ya que diferentes autores han mostrado el riesgo de lesión que suponen las fuerzas de reacción elevadas en la amortiguación de caídas de saltos. Así, se justificarían intervenciones profilácticas en diferentes ámbitos en las que, enseñando una técnica correcta, buscaríamos proteger a personas que en el deporte, en juegos o en situaciones de test, se vieran expuestas al riesgo de lesiones durante la amortiguación. G R A F Í A 1. Henry JH, Lareau B, Neigut D. The injury rate in professional basketball. Am J Sports Med 1982;10(1):168. 3. Martínez JL. Patología lesional del baloncesto. Archivos de Medicina del Deporte 1985;8:341-8. 2. Zelisko JA, Noble HB, Porter MA. Comparison of men’s and women’s professional basketball injuries. Am J Sports Med 1982;10(5):297-9. 4. Richie DH, Celso SF, Bellucci PA. Aerobic dance injuries: a retrospective study of instructors and participants. Physician and Sports Medicine 1985;13(2):130-40. 447 AMD ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J., et al. 5. Gerberich SG, Luhmann S, Finke C, Priest JD, Beard BJ. Analysis of severe injuries associated with volleyball activities. Physician and Sports Medicine 1987;15(8):75-9. 6. Özgüven H, Berme N. An experimental and analytical study of impact forces during human jumping. J Biomech 1988; 21(12):1061-6. 7. Manonelles P, Tárrega L. Epidemiología de las lesiones en el baloncesto. Archivos de Medicina del Deporte 1998; 68:479-83. 8. Zazulak BT, Ponce PL, Straub SJ, Michael JM, Avedisian L, Hewett TE. Gender comparison of hip muscle activity during single-leg landing. J Orthop Sports Phys Ther 2005; 35:292-9. 9. Gray J, Taunton JE, Mckenzie DC, Clement DB, McConkey JP. A survey of injuries to the anterior cruciate ligament of the knee in female basketaball players international. Int J Sports Med 1985;6:314-6. 10. Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Sordo S, Aguado X. Capacidad de amortiguación en aterrizajes después de ejercicio intenso. Revista de Entrenamiento Deportivo 2005;19(3): 5-11. 11. Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Jiménez L, Aguado X. Fuerzas de reacción del suelo en pies cavos y planos. Archivos de Medicina del Deporte 2005;108:285-92. 12. Bauer JJ, Fuchs RK, Smith GA, Snow CM. Quantifying force magnitude and loading rate from drop landings that induce osteogenesis. J Appl Biomech 2001;17(2):142-52. 13. McNitt-Gray JL. Kinematics and impulse characteristics of drop landings from three heights. Int J Sport Biomech 1991;7:201-24. 14. McNitt-Gray JL. Kinetics of the lower extremities during drop landings from three heights. J Biomech 1993;26(9): 1037-46. 15. McNair PJ, Prapavessis H, Callender K. Decreasing landing forces: effect of instruction. Br J Sports Med 2000;34:2936. 16. Onate JA, Guskiewicz EM, Sullivan RJ. Augmented feedback reduces jump landing forces. J Orthop Sports Phys Ther 2001;31(9):511-7. 17. James CR, Bates BT, Dufek JS. Classification and comparison of biomechanical response strategies for accommodating landing impact. J Appl Biomech 2003;19:106-18. 18. Devan MR, Pescatello S, Faghri P, Anderson J. A prospective study of overuse knee injuries among female athletes with muscle imbalances and structural abnormalities. J Athl Training 2004;39(3):263-7. 448 AMD 19. Cowling EJ, Steele JR, McNair PJ. Effect of verbal instructions on muscle activity and risk of injury to the anterior cruciate ligament during landing. Br J Sports Med 2003;37:126-30. 20. Tillman MD, Hass CJ, Brunt D, Bennett GR. Jumping and landing techniques in elite women’s volleyball. J Sports Sci Med 2004;3:30-6. 21. Prapavessis H, Mcnair PJ, Anderson K, Hohepa M. Decreasing landing forces in children: the effect of instructions. J Orthop Sports Phys Ther 2003;33(4):204-7. 22. Pittenger VM, McCaw ST, Thomas DQ. Vertical ground reaction forces of children during one and two leg rope jumping. Research Quaterly for Exercise and Sport 2002; 73(4):445-9. 23. Mckay H, Tsang G, Heinonen A, MacKelvie K, Sanderson D, Khan KM. Ground reaction forces associated with an effective elementary school based jumping intervention. Br J Sports Med 2005;39:10-4. 24. Hewett TE, Stroupe AL, Nance TA, Noyes FR. Plyometric training in female athletes. Decreased impact forces and increased hamstring torques. Am J Sports Med 1996;24 (6):765-73. 25. Cowling EJ, Steele JR. Is lower limb muscle synchrony during landing affected by gender? Implications for variations in ACL injury rates. J Electromyogr Kines 2001;11: 263-8. 26. Chappell JD, Yu B, Kirkendall DT, Garrett WE. A comparison of knee kinetics between male and female recreational athletes in stop-jump tasks. Am J Sports Med 2002;30(2): 261-7. 27. Fagenbaum R, Darling WG. Jump landing strategies in male and female college athletes and the implications of such strategies for anterior cruciate ligament injury. Am J Sports Med 2003;31(2):233-40. 28. Ford KR, Myer GD, Hewett TE. Valgus knee motion during landing in high school female and male basketball players. Med Sci Sports Exerc 2003;35(10):1745-50. 29. Chappell JD, Herman DC, Knight BS, Kirkendall DT, Garrett WE, Yu B. Effect of fatigue on knee kinetics and kinematics in stop-jump tasks. Am J Sports Med 2005;33:1022-9. 30. Kernozek TW, Torry MR, Heather VH, Cowley H, Tanner S. Gender differences in frontal and sagittal plane biomechanics during drop landings. Med Sci Sports Exerc 2005;37:1003-12. 31. Swartz, EE, Decoster LC, Russell PJ, Croce RV. Effects of developmental satage and sex on lower estremity VOLUMEN XXIII - N.º 116 - 2006 DIFERENCIAS DE SEXO DURANTE LA AMORTIGUACIÓN DE CAÍDAS EN TESTS DE SALTO kinematics and vertical ground reaction forces during landing. J Athl Training 2005;40(1):9-14. during drop-landings. Med Sci Sports Exerc 2004;36:194958. 32. Yu B, McClure SB, Onate JA, Guskiewicz KM, Kirkendall DT, Garrett WE. Age and gender effects on lower extremity kinematics of youth soccer players in a stop-jump task. Am J Sports Med 2005;33(9):1356-64. 34. Self BP, Paine D. Ankle biomechanics during four landing techniques. Med Sci Sports Exerc 2001;33(8):1338-44. 33. Pflum MA, Shelburne KB, Torry MR, Decker MJ, Pandy MG. Model prediction of anterior cruciate ligament force 35. Hewett TE, Myer GD, Ford KR, Heidt RS, Colosimo AJ, Mclean SG, et al. Biomechanical measures of neuromuscular control and valgus loading of the knee predict anterior cruciate ligament injury risk in female athletes. Am J Sports Med 2005;33(4):492-501. 449 AMD ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ORIGINAL VOLUMEN XXIV - N.º 122 - 2007 Volumen ABIÁN J, XXIV Número et al. 122 2007 Págs. 442-450 EL VENDAJE FUNCIONAL ELÁSTICO VS INELÁSTICO EN SALTOS Y AMORTIGUACIONES ELASTIC VS INELASTIC TAPE IN JUMPS AND LANDINGS Javier Abián1 Luis M. Alegre1 Jose Manuel Fernández2 Xavier Aguado1 1 Facultad de Ciencias del Deporte de Toledo UCLM 2 Escuela Universitaria de Enfermería y Fisioterapia de Toledo UCLM R E S U M E N S U M M A R Y El propósito de este estudio ha sido analizar la influencia de dos vendajes funcionales preventivos de tobillo en diferentes tests de salto y amortiguación mediante el estudio de las fuerzas verticales de reacción del suelo. Participaron 27 mujeres jóvenes, sanas y activas (edad=20.6±4.1 años). Se realizaron dos tipos de vendaje funcional preventivo de tobillo, uno con vendas inelásticas (VI) y otro con vendas elásticas (VE), que limitaban la supinación y la extensión. Se analizó su influencia en cuatro tests; (1) buscando la máxima amortiguación desde 0.75 m, (2) lo mismo desde 0.30 m, (3) buscando máxima altura de salto sin ayuda de brazos desde parado (CMJ) y (4) lo mismo con ayuda de brazos y 3 pasos de aproximación. Ambos vendajes restringieron, sin diferencias significativas entre ellos, la supinación (restricción respecto a la situación sin vendaje: VI=40.74% y VE=41.77%) y la extensión del tobillo (VI=14.54% y VE=11.15%). No se encontraron diferencias en las alturas de los saltos ni en las potencias mecánicas en la batida entre los vendajes. Tampoco se encontraron diferencias en el segundo pico de fuerza vertical durante la amortiguación de la caída. Sin embargo, con el vendaje inelástico, en los tests donde se buscaba máxima amortiguación, el segundo pico de fuerza sucedía antes que con el vendaje elástico o sin vendaje. Como conclusión del estudio se aconsejaría la utilización del vendaje elástico, siempre que la economía lo permitiera, debido a que no ha modificado ningún aspecto de la biomecánica del salto y la amortiguación, produciendo una limitación en la movilidad del tobillo similar al vendaje inelástico y creando una barrera de restricción progresiva, similar a la situación fisiológica de la articulación. Palabras clave: Biomecánica. Cinética. Deporte. Tobillo. Prevención de lesiones. Fuerzas de reacción. Plataforma de fuerzas. This study aimed to analyze the influence of two types of prophylactic ankle taping on the vertical ground reaction forces during different jump and landing tests. Twenty seven active and healthy women volunteered for the study (age = 20.6 ± 4.1 years). Two types of prophylactic ankle taping, designed to limit supination and plantar flexion, were applied to the subjects. One of them was done with inelastic tape (VI) and the other with elastic tape (VE). The influence of these ankle tapings was analyzed in four tests; (1) Land from 0.75 m as soft as possible, (2) land from 0.30 as soft as possible, (3) jump as high as possible with hands on the hips (CMJ) and (4) jump as high as possible with a 3 m run-up and arm swing. Both types of ankle taping restricted, without significant differences between them, the supination (percentage of restriction compared to the tests without taping: VI = 40.74% and VE = 41.77%) and the plantar flexion (VI = 14.54% and VE = 11.15%). There were no differences between taping conditions in the jump heights or power outputs during the push off phase. There also were no differences in the second peak vertical force value during the landing phase of the jump. However, the peak vertical force value during the landing phase of the tests where a soft landing was required, appeared before with the inelastic taping than with the elastic tape or without taping. In conclusion, the results of the present study suggest the use of elastic taping if cost is not a limitation, because it did not modify any biomechanical parameter from the push off or landing phases of the jumps. Additional advantages were that the limitation in the ranges of movement was similar to the inelastic taping and that the restriction was more similar to that performed by the joint complex. Key words: Biomechanics. Kinetics. Sport. Ankle. Injury prevention. Ground reaction forces. Force platform. CORRESPONDENCIA: Javier Abián Vicén Laboratorio de Biomecánica, Facultad de Ciencias del Deporte, Campus Tecnológico de la Fábrica de Armas, Universidad de Castilla la Mancha. Avenida Carlos III S/N. 45071 Toledo Aceptado: 19.07.2007 / Original nº 532 442 AMD VOLUMEN XXIV - N.º 122 - 2007 EL VENDAJE FUNCIONAL ELÁSTICO VS INELÁSTICO EN SALTOS Y AMORTIGUACIONES INTRODUCCIÓN Se ha extendido en la alta competición de muchos deportes el uso de los vendajes funcionales preventivos de tobillo para controlar el riesgo de lesiones1-4. Para su confección se usan diferentes tipos de vendas; elásticas, inelásticas y combinaciones de ambas. El uso de material elástico en vendajes preventivos es relativamente reciente5 y no está tan extendido como el uso de vendas inelásticas a pesar de que muchos fisioterapeutas creen en ciertos beneficios de las vendas elásticas y que éstas son usadas con éxito desde hace tiempo en vendajes terapéuticos. Solamente hemos encontrado un limitado trabajo que compara un vendaje fabricado íntegramente con vendas elásticas frente a otro fabricado íntegramente con inelásticas6. Este trabajo analizó la influencia de los dos vendajes en un test de equilibrio y encontraron que el inelástico influía de forma negativa mientras que el elástico no tenía influencia respecto a la situación sin vendaje. Autor (año) 8 Burks, et al. Paris9 Paris and Sullivan10 Bennell y Goldie6 Mackean, et al.11 Verbrugge 12 Metcalfe, et al.13 Rieman, et al.14 Pensamos que las vendas elásticas podrían ser usadas para proteger la articulación en vendajes preventivos con igual o mayor eficacia que las inelásticas. Además aportarían una restricción progresiva hasta llegar a la barrera mecánica en la que bloquearían cualquier incremento en la movilidad articular de forma parecida al comportamiento de las estructuras biológicas del sujeto y por ello se podrían adaptar mejor a las situaciones deportivas sin perjudicar la eficacia de los movimientos. Por otro lado no abundan los trabajos que estudien el efecto sobre el rendimiento en movimientos similares a los que se dan en situaciones deportivas de los vendajes funcionales preventivos de tobillo7. La mayoría se centran en medir la influencia sobre la altura del salto o el tiempo en realizar un circuito (Tabla 1). Además, muy pocos trabajos han estudiado lo que sucede durante la amortiguación de la caída de saltos14-16. Los vendajes funcionales preventivos de tobillo, que Prueba (variable) % descenso rendimiento SIG. Salto vertical (altura) 4 * 10 yardas carrera lanzada (tiempo) 1.6 * 40 yardas sprint (tiempo) 3.5 * Salto horizontal (longitud) - ns 50 yardas (velocidad) 0.15 ns Nelson Test de equilibrio (tiempo) 3.13 ns Test de agilidad SEMO (tiempo) 1.57 ns Salto vertical (altura) 2.38 ns Fuerza inversión (promedio) 6.94 ns Fuerza inversión (pico) 7.69 ns Fuerza eversión (promedio) 1.56 * Fuerza eversión (pico) 4 * Equilibrio (fuerzas mediolaterales) 42.86 * Tocar el suelo (número de veces) 536.36 * Salto vertical (altura) 1.59 * Lanzamiento en salto (distancia) 9.09 ns Recorrer distancias cortas (tiempo) 2.86 ns 40 yardas sprint (tiempo) 0.2 ns Salto vertical (altura) 2.88 ns Carrera de agilidad (tiempo) - ns Salto vertical (altura) 4.6 *** Test de agilidad SEMO (tiempo) 2.74 *** Amortiguación máxima (2º pico fuerza) 2.58 ns Amortiguación rígida (2º pico fuerza) 14.95 ns (SIG.= Significación estadística; ns = no significativo; * = p<0.05; *** = p<0.001). 443 AMD Tabla 1. Trabajos que exploran los posibles descensos del rendimiento con la utilización del vendaje funcional de tobillo ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J, et al. TABLA 2. Variables descriptivas de la muestra estudiada (FFM= masa libre de grasa) Edad 20.6±4.1 años Masa 58.45±6.95 kg Talla 164.3±6.2 cm L pierna 84.1±4.0 cm FFM 47.74±4.90 kg FIGURA 1. Fabricación del vendaje funcional preventivo con vendas inelásticas (2 = anclajes; 3, 4 y 5 = tiras activas; 6 = cierre) son frecuentemente usados en deportes donde abundan los saltos podrían, aun cubriendo bien la función para la que fueron fabricados, promover la aparición de nuevas y diferentes lesiones en la caída del salto al interferir en la capacidad de amortiguación de las articulaciones del tobillo y pie17. En este sentido mediante el estudio de las fuerzas de reacción verticales del suelo (VGRF) se puede observar si las limitaciones en el rango de movimiento (ROM) de la flexo-extensión y la prono-supinación, que aportan los vendajes, pudieran tener efecto sobre el impacto recibido en las caídas de saltos que parten del suelo o desde superficies elevadas14,18. Concretamente en el segundo pico de la gráfica fuerza-tiempo (F2), que es el valor más alto de las VGRF durante la amortiguación y diferentes autores lo han relacionado con el origen de algunas lesiones19-21. El objetivo de este estudio ha sido analizar la influencia de dos vendajes funcionales preventivos de tobillo, uno realizado con vendas inelásticas y otro con elásticas, en las VGRF de la amortiguación de caídas (desde 0.30 y 0.75 m), las VGRF en los aterrizajes de saltos verticales, la altura de saltos verticales y en el pico de potencia durante la batida de saltos verticales. METODOLOGÍA Participaron voluntariamente en el estudio 27 mujeres jóvenes, estudiantes universitarias, físi- 444 AMD camente activas con las características descriptivas que se muestran en la Tabla 2. Los sujetos fueron informados de los riesgos asociados con los protocolos del experimento y firmaron un consentimiento, aprobado por la universidad y que cumplía las recomendaciones internacionales sobre investigación clínica de la American Physiological Society. Todos los sujetos practicaban actividad física regularmente, al menos 2 días a la semana, pero sin competir a nivel profesional. Ninguno usaba prótesis ni ortesis y no habían tenido lesiones en el miembro inferior en los últimos 2 años. Se comprobó mediante exploración de un fisioterapeuta, que ninguno de los participantes tuviera distensión de ligamentos del tobillo que provocara bostezo articular. Todos los sujetos realizaron los tests con calzado polivalente para deportes de cancha de características similares entre sí. Para su descripción los sujetos fueron tallados y pesados. Se calculó la masa libre de grasa, que se obtuvo restando a la masa total la masa de grasa. La masa de grasa se calculó a partir del porcentaje de grasa del sujeto, que se obtuvo sumando seis pliegues (subescapular, tríceps, suprailíaco, abdominal, anterior del muslo y pierna) y aplicando la ecuación para mujeres que propone Carter22. Se tomaron las longitudes de pierna de los sujetos con el fin de estandarizar las longitudes de las tiras en ambos vendajes y la tensión en el elástico. Se realizaron dos tipos de vendaje funcional preventivo de tobillo (sobre ambos tobillos a la vez) con prevendaje a nivel maleolar exclusivamente (Cramer. BSN medical. Vibraye, France) que limitaban la supinación y la extensión: uno inelástico y otro elástico. Para el vendaje inelástico (Strappal®. BSN medical. Vibraye, France), variante del propuesto por Neiger23 y por Perrin24, se utilizaron 2 anclajes, colocados de forma estandarizada según las proporciones de cada sujeto: el anclaje inferior se colocó por encima de las cabezas de los metatarsos y el superior al 36% de la distancia desde el maleolo externo hasta la cabeza del peroné, tomando como punto de origen el maleolo externo. Se usaron 8 tiras activas y entre 13 y 17 tiras de cierre, dependiendo de las dimensiones de las extremidades del sujeto (Figura 1). VOLUMEN XXIV - N.º 122 - 2007 EL VENDAJE FUNCIONAL ELÁSTICO VS INELÁSTICO EN SALTOS Y AMORTIGUACIONES Para el vendaje elástico (Tensoplast® Sport. BSN Medical. Vibraye, France), realizado con las indicaciones que propone Neiger23, también se utilizaron 2 anclajes, colocados de forma estandarizada según las proporciones de cada sujeto: el anclaje inferior se colocó por encima de la cabeza de los metatarsos y el superior al 82% de la distancia desde el maleolo externo a la cabeza del peroné, tomando como punto de origen el maleolo externo y se usaron 6 tiras activas (Figura 2). Se midieron las restricciones del vendaje con un goniómetro manual (Alimed Inc, Dedham Mass) con sensibilidad de 2º. Se tomaron la flexión, extensión, supinación y pronación máximas pasivas del tobillo derecho con el sujeto colocado en decúbito prono sobre una camilla, siguiendo los protocolos propuestos por Root25. Se realizaron estas mediciones en reposo y una vez colocados los vendajes. Se midieron las VGRF de los tests mediante una plataforma Kistler 9281 CA (Kistler, Suiza), colocada bajo el pavimento sintético de un polideportivo, con una frecuencia de muestreo de 1000 Hz. Se hizo una sesión de familiarización con las diferentes pruebas en un día diferente al de los tests. En todas las sesiones se realizó un calentamiento previo, estandarizado y supervisado de 8 minutos. Se realizaron los tests en tres situaciones: sin vendaje (N), con vendaje elástico (VE) y con vendaje inelástico (VI). Tanto los tests como las situaciones se establecieron de forma aleatoria en cada sujeto. gicamente correctos. Para el análisis se escogió en los tests de amortiguación los que menores VGRF presentaban y en los tests de salto los de mayor altura (respetando así el criterio del objetivo planteado en cada test). Se analizó en los tests de salto: la altura a partir del tiempo de vuelo (h) y el pico de potencia durante la batida (PP). En la amortiguación de la caída de todos los tests se registraron: F2, el instante en el que sucedía (T2) y el tiempo desde el inicio de contacto con el suelo (considerado a partir de que el valor de las fuerzas de reacción verticales superaba los 3 N) hasta que se cruzaba por primera vez el valor del peso en la gráfica de fuerza-tiempo (TBW). Se calculó el número mínimo de sujetos en 27 con una potencia de 0.8 y un nivel de significación α de 0.05, considerando la diferencia en T2 entre la situación sin vendaje y la situación con vendaje inelástico. Para el análisis de los datos se usó el software estadístico Statistica for Windows 7.0 (Stasoft, Tulsa, OK, USA). Se hallaron medias, desviaciones típicas y correlaciones. En las variables de la amortiguación se usó una ANOVA para datos repetidos de dos factores 3 × 4 (situación × test) y otra ANOVA para datos repetidos de dos factores 3 × 2 (situación × test) para las variables de la batida. Se utilizó el test post-hoc de Scheffé, cuando apareció alguna diferencia significativa. Se usó el criterio estadístico de significación de p<0.05. RESULTADOS Los tests fueron: amortiguación de caída desde 0.75 m (L0.75)26, amortiguación de caída desde 0.30 m (L0.30) (similar al anterior pero cayendo desde 0.30 m), salto con contramovimiento (CMJ) y salto con aproximación (SAL) (con 3 pasos de aproximación se realizaba un salto vertical con ayuda de brazos). Los 3 primeros se hicieron con las manos en la cintura. En los 2 primeros se le pedía al sujeto que amortiguara todo lo posible, mientras que en el CMJ y SAL se buscaba la mayor altura de salto realizando la batida y la amortiguación con los 2 pies a la vez. Se realizaron de cada test 3 ensayos metodoló- En el rango de movimiento de tobillo aparecieron diferencias significativas (p<0.001) tanto en la FIGURA 2. Fabricación del vendaje funcional preventivo con vendas elásticas (2 = anclajes; 3, 4 y 5 = tiras activas; 6 = cierre) 445 AMD ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J, et al. extensión como en la supinación entre la situación N y VE y entre la situación N y VI. Por otro lado, no se encontraron diferencias significativas entre las dos situaciones de vendaje (VE y VI) (Tabla 3). V TABLA 3. Rango de movimiento del tobillo sin vendaje (N) y una vez colocado el vendaje elástico (VE) e inelástico (VI) TABLA 4. Altura del salto (h) y pico de potencia (PP) en las diferentes situaciones registradas en el salto con contramovimiento (CMJ) y en el salto con aproximación (SAL) Flexión (º) Extensión (º) VE VI 17.9±7.4 64.6±7.4 16.4±7.2 19.5±5.9 58.1±7.4(***) 53.0±6.4(***) Supinación (º) 36.0±4.6 21.0±5.1(***) 20.7±3.7(***) Pronación (º) 13.9±2.3 No se encontraron diferencias en al altura del salto ni en el pico de potencia por la utilización de los vendajes en ninguno de los dos tests de salto estudiados, excepto en el pico de potencia, en el que VI presentaba valores superiores a N (F2,52 = 3.50, p<0.05) (Tabla 4). Comparando ambos tests de salto, se registraron mayores alturas en el salto realizado con aproximación que en el CMJ (F1,156 = 29.29, p<0.001) y mayores PP (F1,156 = 54.631, p<0.001). 13.5±1.8 No se encontraron diferencias con la utilización de los vendajes en la amortiguación de las caídas, ni en F2, ni en TBW en ninguno de los tests (Figura 3). Se encontraron diferencias en T2, con menores valores en VI respecto a N y VE, en L0.75 (F2,52 = 9.37, p<0.001) y L0.30 (F2,52 = 6.83, p<0.01) (Tabla 5 y Figura 4). Sin embargo, no se encontraron diferencias entre N y VE. 13.2±1.8 (*** = diferencias de p<0.001 comparando con la situación sin vendaje) N h(m) VE VI N VE VI 0.247 0.244 0.250 0.288 0.286 0.285 (0.044) (0.043) (0.045) (0.046) (0.050 (0.050) PP (W/kg) 37.15 37.77 38.93(*) 46.13 45.85 45.08 (6.75) (6.27) (6.10) (7.04) (6.51) (7.21) (N = sin vendaje; VE = vendaje elástico; VI = vendaje inelástico; * = diferencias de p<0.05 comparando vendaje inelástico respecto a la situación sin vendaje) Se encontraron correlaciones entre F2 y T2 (p<0.001) en los test donde el objetivo era amortiguar todo lo posible; tanto en la situación sin vendaje (L0.75: r = -0.71 y L0.30: r = -0.64), como en VE (L0.75: r = -0.63 y L0.30: r = -0.53) y en VI (L0.75: r = -0.65 y L0.30: r = -0.71) (Figura 5). También correlacionó el PP y h (p<0.001) en la situación sin vendaje (CMJ: r = 0.66 y SAL: r = 0.75), como en VE (CMJ: r = 0.66 y SAL: r = 0.66) y en VI (CMJ: r = 0.72 y SAL: r = 0.77). FIGURA 3. Medias (± error estándar) del instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza (T2) en los tests donde el objetivo era buscar la máxima amortiguación. (L0.75 = amortiguación desde 0.75 m; SAL = salto con aproximación; CMJ = salto con contramovimiento; L0.30 = amortiguación desde 0.30 m). Al comparar los test entre sí aparecieron diferencias en F2, T2 y TBW (F2: F3,312 = 85.064, p<0.001; T2: F3,312 = 29.44, p<0.001; TBW: F3,312 = 41.31, p<0.001). En F2 se obtuvieron mayores valores en el test L0.75 seguidos del salto con ALT F2 (BW) T2 (s) TBW (s) BAJ CMJ SAL N VE VI N VE VI N VE VI N VE VI 7.60 7.74 7.73 3.94 3.96 4.10 4.79 4.80 4.69 5.01 5.37 4.95 (1.81) (1.72) (2.01) (1.09) (1.07) (1.29) (1.75) (1.07) (1.55) (1.68) (1.90) (1.77) 0.059 0.055 0.040 (***) 0.038 (*) 0.036 (0.006) (0.006) (0.006) 0.594 0.556 (0.128) (0.128) 0.051 (**) 0.049 (*) 0.043 (0.015) 0.593 0.564 (0.129) (0.132) (0.014) (0.011) 0.592 0.598 (0.140) (0.156) 0.060 0.059 0.057 0.059 (0.023) (0.016) (0.018) (0.023) 0.392 0.390 0.402 0.412 (0.156) (0.147) (0.155) (0.158) (0.019) (0.020) 0.397 0.42 (0.162) (0.161) F2 = segundo pico de fuerza; T2 = instante en el que sucedía el segundo pico de fuerza; *** = diferencias de p<0.001; ** = diferencias de p<0.01; * = diferencias de p<0.05). las diferencias son respecto a la situación de vendaje inelástico. TABLA 5. Variables de la amortiguación de la caída en los tests: amortiguación desde 0.75 m (L0.75), amortiguación desde 0.30 m (L0.30), salto con contramovimiento (CMJ) y salto con aproximación (SAL) en las situaciones: sin vendaje (N), con venaje elástico (VE) y con vendaje inelástico (VI) 446 AMD VOLUMEN XXIV - N.º 122 - 2007 EL VENDAJE FUNCIONAL ELÁSTICO VS INELÁSTICO EN SALTOS Y AMORTIGUACIONES aproximación (L0.75 vs SAL = p<0.001), CMJ (L0.75 vs CMJ = p<0.001) y L0.30 (L0.75 vs L0.30 = p<0.001), que fue en el test que menores valores de F2 se obtuvieron (L0.30 vs CMJ = p<0.05; L0.30 vs SAL = p<0.001), sin embargo no se encontraron diferencias significativas entre el CMJ y el salto con aproximación (p = 0.59). Los menores valores en T2 se registraron en L0.75 (L0.75 vs L0.30 = p<0.01; L0.75 vs CMJ = p<0.001 y L0.75 vs SAL = p<0.001) y los mayores en el CMJ y el salto con aproximación, siendo que entre el CMJ y el salto con aproximación no se encontraron diferencias significativas (p=0.98). En TBW los resultados obtenidos en los tests donde se buscaba la máxima amortiguación (L0.75 y L0.30) fueron similares pero superiores a los registrados en los tests donde el objetivo se centraba en realizar un salto máximo (p<0.001). FIGURA 4. Medias (± error estándar) del segundo pico de fuerza en la amortiguación de las caídas (F2) en los cuatro tests estudiados (CMJ = salto con contramovimiento; SAL = salto con aproximación; L0.30 = amortiguación desde 0.30 m; L0.75 = amortiguación desde 0.75 m) DISCUSIÓN Ambos vendajes cumplieron la función para la que habían sido confeccionados: restringir la supinación (restricción del rango de movimiento: VI = 40.74% y VE = 41.77%) y la extensión (restricción del rango de movimiento: VI = 14.54% y VE = 11.15%), dado que una combinación de ambos movimientos se asocia al mecanismo más habitual de esguince de tobillo27-29. Sin embargo no influyeron en la flexión, ni la pronación. Que el vendaje limite su efecto a los movimientos que se intenta restringir es importante para que minimice su posible interferencia en la eficacia deportiva. Otros autores que han medido la influencia en la restricción de los rangos de movimiento del tobillo con vendaje inelástico obtienen valores similares a los de nuestro estudio30-34. No se encontraron diferencias con la utilización de los vendajes ni en la altura del salto, ni en el pico de potencia mecánica en la batida. Solamente el pico de potencia de la batida en el CMJ fue mayor con el vendaje inelástico que sin vendaje (p<0.05). Posiblemente la utilización del vendaje inelástico provocó modificaciones en las relaciones de fuerza y velocidad durante la batida, quizás, aunque no fue medido, debido a las limitaciones en los rangos de movimiento FIGURA 5. Correlación entre el segundo pico de fuerza (F2) y el instante en el que sucedía (T2) en el tests sin vendaje dinámico que producía el vendaje durante el salto. No obstante este incremento en el pico de potencia no se vio reflejado en una modificación de la altura del salto por lo que el vendaje no condicionó un movimiento menos eficaz. Sacco, et al.16 no encontraron diferencias significativas en el pico de fuerza durante la batida por la utilización de un vendaje inelástico, aunque sí una tendencia a que los vendaje incrementaran este valor. Existe discrepancia entre autores respecto a si el vendaje puede o no disminuir la capacidad de salto, aunque debemos destacar que todos los trabajos que hemos revisado8,9,11-13 han utilizado el test de saltar y tocar, una prueba menos reproducible que otros tests de salto y que presenta problemas metodológicos. Sólo hemos encontrado un trabajo18 que al igual que en este estudio encontró que los vendajes funcionales no 447 AMD ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J, et al. influían en la altura del salto. Tanto en este estudio como en el de Barceló18 es posible que tanto los protocolos de los tests, muy estandarizados, como la metodología de medición (plataforma de fuerzas) permitieran unas mediciones con menores variaciones debidas a aspectos externos. La utilización de los vendajes no ha influido en F2 durante la amortiguación de las caídas, al igual que les sucedió a Riemann, et al.14, y a Sacco, et al.16, analizando amortiguaciones desde 0.6 m y previo salto. Sí se ha visto una disminución en el valor de T2 por la utilización del vendaje inelástico, tanto en las caídas desde 0.75 como desde 0.30, resultados similares a los encontrados por Riemann, et al.14 en amortiguaciones desde 0.60 m. Por otro lado, aunque sin significación estadística, en SAL y en el CMJ también se vio una tendencia a la disminución de T2 por la utilización del vendaje inelástico. La disminución de T2 se ha visto en diferentes estudios que correlacionaba con incrementos en los valores del segundo pico de fuerza en la amortiguación35,36. De esta forma tener T2 menor suele implicar mayores valores en F2. Aunque en este estudio no hemos encontrado valores superiores de F2 por la utilización de los vendajes sí podrían verse incrementados estos valores en situaciones concretas al tener menor tiempo para realizar la amortiguación. En la amortiguación del CMJ y del SAL, F2 fue mayor que en el test L0.30 pese a que en estos dos saltos se caía desde alturas menores (hCMJ = 0.247 ± 0.044 m; hSAL = 0.286 ± B I B L I O 1. Brizuela G, Llana S, Ferrandis R. Aspectos epidemiológicos del balonmano y su relación con el calzado. Arch Med Dep 1996;54:267-74. 2. Grabbett TJ. Incidence of injury in amateur rugby league sevens. Brit J Sport Med 2002;36:23-6. 3. Osborne MD, Rizzo TD. Prevention and treatment of ankle sprain in athletes. Sports Med 2003;33:1145-50. 448 AMD 0.047 m). Creemos que puede ser debido a que en L0.30 la atención se centraba en amortiguar todo lo posible mientras que en los tests de salto el objetivo consistía en alcanzar la máxima altura. Esto justificaría centrar la atención en la amortiguación de caídas de saltos en el marco escolar y deportivo de ocio, para reducir el riego de posibles lesiones. Sería especialmente importante realizarlo, con conceptos sencillos, desde la infancia, momento más sensible para el aprendizaje. En este sentido ha habido estudios como, por ejemplo, el de Prapavessis, et al.38 que redujeron F2 en amortiguaciones desde 0.30 m después de 4 sesiones, en las que se explicaba a los alumnos donde debían centrar la atención durante las amortiguaciones. Como conclusión de este trabajo se desprende que tanto el vendaje elástico como el inelástico no han afectado al rendimiento y sin embargo han limitado los últimos grados de movimiento del mecanismo más habitual de lesión del tobillo, por lo tanto estaría recomendada su utilización, como método preventivo en situaciones en las que el riesgo de lesión lo requiriera. Aconsejaríamos la utilización del vendaje elástico, debido a que no modifica ningún aspecto de la biomecánica del tobillo en los saltos y amortiguaciones, mientras que el inelástico ha cambiado la relación de fuerza-velocidad durante la batida del salto y ha adelantado la aparición del segundo pico de fuerza en la amortiguación, que podría implicar en ciertas caídas, aunque no han sido observadas en este estudio, amortiguaciones más duras. G R A F Í A 4. Junge A , Dvorak J. Soccer Injuries. Sports Med 2004;34:929-38. 5. Hume PA , Gerrard DF. Effectiveness of external ankle support. Sports med 1998;25:285-312. 6. Bennell KL, Goldie PA . The differential effects of external ankle support on postural control. J Orthop Sport Phys Ther 1994;20:287-95. VOLUMEN XXIV - N.º 122 - 2007 EL VENDAJE FUNCIONAL ELÁSTICO VS INELÁSTICO EN SALTOS Y AMORTIGUACIONES 7. Meana M, López JL, Grande I, Aguado X. Biomecánica del vendaje funcional preventivo de tobillo (II). Arch Med Dep 2005;106:101-9. 8. Burks RT, Bean BG, Marcus R, Barker HB. Analysis of athletic performance with prophylactic ankle devices. Am J Sports Med 1991;19:104-6 9. Paris DL. The effects of the Swede-o, new cross, and McDavid ankle braces and adhesive ankle taping on speed, balance, agility and vertical jump. J Athl Train 1992;27:253-5. 10. Paris DL , Sullivan SJ. Isometric strength of rearfoot inversion and eversion in nonsupported, taped, and braced ankles assessed by a hand-held dynamometer. J Orthop Sport Phys Ther 1992;15: 229-35. 11. Mackean LC, Bell G, Burnham RS. Prophylactic ankle bracing Vs Taping: effects on functional performance in female basketball players. J Orthop Sport Phys Ther 1995;22:77-81. 12. Verbrugge JD. The effects of semirigid air-stirrup bracing vs adhesive ankle taping on motor performance. J Orthop Sport Phys Ther 1996;23:320-5. 13. Metcalfe RC, Schlabach GA, Looney MA, Renehan EJ. A comparison of moleskin tape, linen tape, and lace-up brace on joint restriction and movement performance. J Athl Train 1997;32:136-40. 14. Riemann BL, Schmitz RJ, Gale MG, McCaw ST. Effect of ankle taping and bracing on vertical ground reaction forces during drop landings before and after treadmill jogging. J Orthop Sport Phys Ther 2002;32:628-35. deportivo, Tesis doctoral. Universidad politécnica de Madrid. Madrid, 2004. 19. Mizrahi J, Susak Z. Analysis of parameters affecting impact force attenuation during landing in human vertical free fall. Engineering in Medicine 1982;11:141-7. 20. Dufek JS, Bates BT. Biomechanical factors associated with injury during landing in jump sports. Sports Med 1991;12:326-37. 21. McNair PJ, Marshall RN. Landing characteristics in subjects with normal and anterior cruciate ligament deficient knee joints. Arch phys med rehabil 1994;75:584-9. 22. Carter JE. Anthropometryc instruments and measurements used in the Montreal Olympic Games antropologycal project. In: Physical Structure of Olympics Athletes. Part I: MOGAP. Carter J. E. L. Med Sport. 16: 150-155. Karger, Basel. 1982. 23. Neiger H. Los vendajes funcionales, aplicaciones en traumatología del deporte y en reeducación. Barcelona. Masson. 1990. 24. Perrin DH. Athletic taping and bracing. Champaingn. Human Kinetics. 2005. 25. Root ML. Exploración biomecánica del pie. Madrid. Ortocen Editores. 1991 26. Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Jiménez L, Aguado X. Fuerzas de reacción del suelo en pies cavos y planos. Arch Med Dep 2005;108:285-92. 27. Rodríguez C. Patología del pie y del tobillo en el baloncesto. Arch Med Dep 1998;68:497-503. 15. McCaw ST, Cerullo JF. Prophylactic ankle stabilizers affect ankle joint kinematics during drop landings. Med Sci Sports Exerc 1999;31:702-7. 28. M a n o n e l l e s P, T á r r e g a L . E p i d e m i o l o g í a d e las lesiones en el baloncesto. Arch Med Dep 1998;68:479-83. 16. Sacco I, Yuji H, Agostini A , Yuri E , Almeida T, Sonsino C, Rizzo L, Kavamoto C, Fernandes JA , Peixoto JC. Influence of ankle devices in the jump and landing biomechanical responses in basketball. Revista Brasileña de Medicina del Deporte 2004;10:453-8. 29. Meana M, López JL, Grande I, Aguado X. El esguince de tobillo en deportes de colaboraciónoposición: mecanismos de lesión. Arch Med Dep 2000;75:59-66. 17. Alt W, Lohrer H, Gollhofer A . Functional properties of adhesive ankle taping: Neuromuscular and mechanical effects before and after exercise. Foot Ankle Int 1999;20:238-45. 18. Barceló O. Estudio biomecánico de la influencia del vendaje funcional del tobillo sobre el rango de movimiento articular y sobre el rendimiento 30. Gehlsen GM, Pearson D, Bahamonde R. Ankle joint strength, total work, and ROM: comparison between prophylactic devices. J Athl Train 1991;26:62-5. 31. Gross MT, Lapp AK, Davis M. Comparison of Swede-O-universal ankle support and aircast sport-stirrup orthoses and ankle tape in restricting eversion-inversion before and after exercise. J Orthop Sport Phys Ther 1991;13:11-9. 449 AMD ARCHIVOS DE MEDICINA DEL DEPORTE ABIÁN J, et al. 32. Wilkerson GB. Comparative biomechanical effects of the standard method of ankle taping and a taping method designed to enhace subtalar stability. Am J Sports Med 1991;19:588-95. neuromuscular control and valgus loading of the knee predict anterior cruciate ligament injury risk in female athletes. Am J Sports Med 2005;33:492501. 33. Greene TA , Hillman SK. Comparison of support provided by a semirigid orthosis and adhesive ankle taping before, during, and after exercise. Am J Sports Med 1990;18:498-506. 36. Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en tests de salto. Arch Med Dep 2006;116:441-50. 34. Meana M, López JL, Grande I, Aguado X. Biomecánica del vendaje funcional preventivo de tobillo. Arch Med Dep 2005;100:99-108. 35. Hewett TE, GD. Myer, KR. Ford RS. Heidt AJ. Colosimo SG. Mclean AJ, Van den Bogert MV. Paterno, Succop P. Biomechanical measures of 450 AMD 37. Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. Diferencias de sexo durante la amortiguación de caídas en tests de salto. Arch Med Dep 2006;116:441-50. 38. Prapavessis H, Mcnair PJ, Anderson K, Hohepa M. Decreasing landing forces in children: the effect of instructions. J Orthop Sport Phys Ther 2003;33:204-7. ©Journal of Sports Science and Medicine (2008) 7, 350-356 http://www.jssm.org Research article Ankle taping does not impair performance in jump or balance tests Javier Abián-Vicén 1, Luis M. Alegre 1, J. Manuel Fernández-Rodríguez 2, Amador J. Lara 1, Marta Meana 3 and Xavier Aguado 1 1 Faculty of Sports Sciences and 2 School of Physiotherapy, University of Castilla-La Mancha. Toledo, Spain. 3 Faculty of Sports Sciences, Catholic University of San Antonio. Murcia, Spain. Abstract This study aimed to investigate the influence of prophylactic ankle taping on two balance tests (static and dynamic balance) and one jump test, in the push off and the landing phase. Fifteen active young subjects (age: 21.0 ± 4.4 years) without previous ankle injuries volunteered for the study. Each participant performed three tests in two different situations: with taping and without taping. The tests were a counter movement jump, static balance, and a dynamic posturography test. The tests and conditions were randomly performed. The path of the center of pressures was measured in the balance tests, and the vertical ground reaction forces were recorded during the push-off and landing phases of the counter movement jump. Ankle taping had no influence on balance performance or in the push off phase of the jump. However, the second peak vertical force value during the landing phase of the jump was 12% greater with ankle taping (0.66 BW, 95% CI -0.64 to 1.96). The use of prophylactic ankle taping had no influence on the balance or jump performance of healthy young subjects. In contrast, the taped ankle increased the second peak vertical force value, which could be related to a greater risk of injury produced by the accumulation of repeated impacts in sports where jumps are frequently performed. Key words: Biomechanics, propioception, force platform, ground reaction forces, center of pressure. Introduction Ankle sprains represent from 38 to 50% of the total sport injuries (Jones et al., 2000; Leaf et al., 2003; Thacker et al., 1999; Verbrugge, 1996). Garrick and Requa (1988) estimated that one-sixth of the total time lost by sport injuries was attributed to ankle sprains. Functional taping and ankle braces are passive preventive measures frequently utilised in sports (Osborne and Rizzo, 2003; Robbins and Walked, 1998). Studies on the influence of functional taping on sports tasks during actual competition are scarce (McCaw and Cerullo, 1999; Riemann et al., 2002), and most of them only analyse the passive ROM restriction (Hume and Gerrard, 1998). The studies that analyse jump tests and static balance are the most common among those that assess the influence of ankle taping on performance tasks in sports (Hume and Gerrard, 1998; Cordova et al., 2002). Research that studied jump performance focused on the changes in jump height with taped subjects (Burks et al., 1991; Mackean et al., 1995; Verbrugge, 1996). Some of them reported decreases in jump performance (Burks et al., 1991; Mackean et al., 1995; Verbrugge, 1996), but this remains a controversial issue. In addition, a few studies have analysed drop landings and functional taping (McCaw and Cerullo, 1999; Riemann et al., 2002), showing decreases in the time to dissipate landing forces and adverse effects on the landing kinematics. The risk of ‘overuse’ injuries will increase if the ability to reduce landing forces is impaired by limiting the mobility of the lower extremities (Dufek and Bates, 1991; Hewett et al., 2005). The studies on balance have focused on the centre of pressure (COP) trajectories to evaluate performance (Bennell and Goldie, 1994; Cordova et al., 2002; Feuerbach and Grabiner, 1993; Hertel et al., 1996; Kinzey et al., 1997; Paris, 1992). Better performance is shown by shorter trajectories or narrower areas of the COP. Nonetheless, some authors have utilised less accurate methods to evaluate balance, such as counting the number of times the subject needed to keep his balance (Bennell and Goldie, 1994), or the time spent by the subject on a fixed bar (Paris, 1992). There are contradictory results on the influence of preventive ankle taping on balance tests. Hertel et al. (1996) found no differences between subjects with and without taping in three balance tests. One of them was performed with static monopodal stance and the other two were dynamic tests. However, other authors such as Bennell and Goldie (1994) concluded that ankle taping led to a decreased postural control in similar balance tests. Therefore, studies on the effects of ankle taping during specific movements, such as jumps or balance tasks, are scarce, and its influence on sports performance is controversial. The present study analysed the changes in ground reaction forces and the path of the COP during balance tests. The performance of taped subjects during static and dynamic balance tasks could be improved by the increase in exteroceptive input provided by the taping (Feuerbach and Grabiner, 1993). From previous studies, we hypothesised that prophylactic ankle taping on uninjured subjects would decrease their jump performance and increase the peak vertical forces during the landing phase. On the other hand, we expected an increase in the subjects’ performance in the balance tasks, especially in the static balance tests. More biomechanical research on the effects of functional taping on sports performance is necessary to clarify its effects during actual sports tasks. Therefore, the research question of this study was: does prophylactic ankle taping influence on performance of two balance tests (static and dynamic balance) and the push off and landing phase of one jump test? Received: 03 April 2008 / Accepted: 25 June 2008 / Published (online): 01 September 2008 Abian-Vicen et al. Methods Design The subjects performed the experiment in three different days. In the first session, anthropometric measurements and a clinical assessment of the subjects’ ankles were performed. The second day was used to familiarise the subjects with the test protocols, and the balance and jump tests were performed on the third day. Sessions 2 and 3 were separated by no more than one week. Before participation, all the subjects were informed of the risks associated with the experimental protocol and they were asked to sign a written consent form approved by the Institutional Review Board of the Faculty of Sports Sciences of the University of Castilla-La Mancha. Participants Fifteen physically active subjects, seven men and eight women, volunteered for the study. Their physical characteristics are given in Table 1. The participants are regularly involved in recreational sports, at least twice a week, but none of them had competed professionally. None of the subjects have used ankle taping or bracing (Bennell and Goldie, 1994) or have had lower limb injuries in the last 6 months (Greene and Hillman, 1990; Gross et al., 1991). An experienced physiotherapist confirmed this information with a medical history and a physical examination, including ligamentous and range-of-motion tests one week before testing. The subjects performed all the tests with indoor court shoes. Table 1. Characteristics of the participants in the study. Data are means (±SD). Age (years) 21.0 (4.4) Height (m) 1.72 (.09) Body mass (kg) 71.1 (11.4) Lower limb length (cm) 87.5 (6.8) Fat free mass (kg) 59.9 (12.0) 351 Intervention The anthropometric characteristics were determined using a calibrated scale with height rod (Seca Ltd, Hanover, Germany), an anthropometer (GPM, SiberHegner Ltd., Zurich, Switzerland), a 1.5-m flexible tape (Holtain, Croswell, Crymmych, UK), a bicondylar caliper (GPM, SiberHegner Ltd., Zurich, Switzerland), and skinfold calipers (Holtain, Croswell, Crymmych, UK). Fat mass was calculated from six skinfold measurements (triceps, subscapular, umbilicus, suprailium, thigh, and lower leg) according to the equations of Carter (1982). Fat free mass (FFM) was calculated by subtracting fat mass from total mass and muscular mass (expressed as a percentage of total mass) was calculated by subtracting bone and residual mass from FFM. A prophylactic taping, modified Gibney closedbasket-weave (Wilkerson, 1991) (designed for subjects without previous ankle injuries to restrict ankle inversion) was done in both ankles by a physiotherapist, with a prewrap, to protect the Achilles tendon and restrict ankle inversion. Two adhesive anchors were applied to the skin according to the subjects’ body dimensions (Figure 1). The inferior adhesive anchor was applied over the metatarsal head with six active strips that limited ankle inversion, and 13−17 strip locks were utilised, depending on the size of the lower limb. Each participant performed the three tests in two different situations: with taping (T) and without taping (NT). The tests were as follows: countermovement jump (Figure 2), static balance (Figure 3), and a dynamic posturography test (Figure 4). The tests and conditions (TNT) were randomly performed. Static balance tests were performed on a force platform (Piezoresistive force platform Dinascan 600M; IBV, Valencia, Spain). The force data were digitally converted and stored in a computer for subsequent analysis using the software Estabilometría (IBV, Valencia, Spain). The force-time data from the countermovement jump were assessed on a Quattro Jump Figure 1. Ankle taping procedure. The superior anchor (second photo) was applied in a standardised way according to the subject’s body dimensions, at 35% of the distance from the lateral malleolus to the fibula head. 352 Ankle taping, balance and jump Figure 2. Sequence and force-time data from a countermovement jump. The first (F1) and second (F2) peak vertical force values in the landing phase are shown. Portable Force Plate System (Kistler, Winthertur, Switzerland) at 500 Hz. This sample rate has been previously utilised for assessing landings in the studies of Hopper et al. (1999) and Ozguven and Berme (1988). The forces were normalised and expressed as times body weight (BW). A standardised 10-min warm-up was carried out by the participants before each session. The warm-up consisted of 5 min at 175 W on a cycle ergometer Ergomedic 894 Ea (Monark, Varberg, Sweden), stretching of the lower limb muscles directed by the researcher, and six jumps (three submaximal and three maximal). Outcome measures Countermovement jump: The subjects performed the test on the force platform with the hands placed on the hips during the whole jump. The knee angle during the counter movement was not controlled. The participants performed three valid trials and the one with the greatest jump height was recorded for further analysis (Figure 2). The variables analysed during the push-off phase of the jump test were jump height (h), from the flight time, peak vertical forces (PF) and peak power (PP), obtained from the integration of the force-time record. In addition, in the landing phase, we analysed the first and second peak vertical force values (F1 and F2), the time that elapsed from the feet contact to F1 and F2 (T1 and T2, respectively), and the time from feet contact until the vertical ground reaction forces reached the subject’s weight for the first time after the landing movement (TBW). Static balance on monopodal stance: The subjects had to remain as still as possible standing on the right leg, with the left lower limb at 90º of hip and knee flexion, during 15 s. Their hands had to be placed on the hips throughout the test, and the feet were placed in the same location on the plate in all the trials. The aim of the test was to keep to the minimum the area in which the movement of the subject was taking place, defined by the trajectory of the COP (Figure 3). Abian-Vicen et al. 353 Figure 3. Subject’s position (left) and path of the centre of pressures (right) during the static balance test. The variables analysed were the area covered by the COP and the average position in the antero-posterior axis (average of X values) and medial-lateral axis (average of Y values). Three trials were completed and the best performance, that is, the one with the lower area, was recorded for subsequent statistical analysis. Postural sway test: Dynamic balance was measured using computerised dynamic posturography: the subjects were in standing position on a force platform with hands on hips, and balance was assessed by modifying visual feedbacks and asking the participants to score a circle as fast and as accurately as possible in response to the changes in the visual feedback by moving their bodies. Eight red circles, projected in a wide screen in front of the subject, were randomly lit for periods of 4-6 s. The test lasted 40 s. The analysis of the transitional period from one lit centre to another included the calculation of the time to reach the lit centre and the percentage of the time during which the subject remained inside the centre as a percentage of the overall time of the lighting of the centre (hits). The best of three trials, that is, the one with the longest time into the target, was recorded for subsequent analysis (Figure 4). All the variables analysed were recorded from the best trials because we aimed to compare maximal performance and not patterns obtained by averaging the data from several trials (Bosco et al., 1999; Macpherson et al., 1995). The reliability of the main variables was assessed with the intraclass correlation coefficient (ICC) and the typical error, from three measurements of each variable (Hopkins 2000). In a pilot study, carried out with six subjects, the ICCs were very high for all the variables (0.94-0.99). Typical errors in the jump height, F2 value, area covered by COP in the test of the static balance on monopodal and hits from the postural sway test were 0.16 cm, 0.11 BW, 7.37 cm2 and 2.47%, respectively. Figure 4. Schematic illustration of the postural sway test (left) and typical representation of the path of the centre of pressures on the force platform (right). Ankle taping, balance and jump 354 Table 2. Differences between taped and untaped conditions in terms of balance performance variables. Data are means (±SD). Balance tests Postural sway NT T % difference Time (s) 2.125 (.273) 2.284 (.271) 7.55 Hits (%) 60.00 (10.89) 60.23 (11.90) .37 Static balance Average X (cm) 40.2 (5.1) 43.4 (6.9) * 8.05 Average Y (cm) -30.3 (19.0) -27.1 (17.9) 10.60 Area (cm2) 88.17 (50.09) 91.14 (38.88) 3.36 NT = without ankle taping; T = with ankle taping; * = p < 0.05 Data analysis Based on the data obtained in a pilot study, the minimal number of subjects required with a power of 0.8 and a level of significance α of 0.05 was calculated to be 14, considering differences in F2 between T and NT. Descriptive statistics included mean and standard deviations; relationships between variables were examined using Spearman´s correlation test. Differences between T and NT conditions were assessed with the Wilcoxon matchedpair test. Significance was accepted at the level of P < 0.05. Table 4. Main correlations found between the taped and untaped conditions. Variable r Static balance area .80 *** PF .73 ** PP .92 *** h .98 *** F1 .93 *** F2 .87 *** T1 .61 * T2 .83 *** TBW 1.00 *** Static balance area = area covered by the centre of pressures during the static balance test; PF = peak vertical force; PP = peak power; h = jump height; F1 = first peak vertical force value; F2 = second peak vertical force value; T1 = time elapsed from contact to F1; T2 = time elapsed from contact to F2; TBW = time from feet contact until the vertical ground reaction forces reach the subject´s weight for the first time after the landing; * p < 0.05; ** p < 0.05; *** p < 0.001. Results Tables 2 and 3 show the means, standard deviations, percentage differences, and the levels of significance of the variables studied in the balance and jump tests, respectively. There were only significant differences in the average of X values in the static balance test (3.23 cm, 95% CI -1.28 to 7.74) and in the F2 value of the landing (0.66 BW, 95% CI -0.64 to 1.96), with greater values noted in the T condition in both cases. The most important correlations between the T and NT conditions are shown in Table 4. There were significant correlations among variables in all the tests, with the exception of the postural sway test. There was a significant negative correlation between F2 and T2 in both conditions (T: r = -0.66 (95% CI -0.88 to -0.23), p < 0.01; NT: r = -0.58, (95% CI -0.85 to -0.10), p < 0.05). Discussion In the T condition, there were no performance decreases in the balance tests (Table 2). These results agree with the studies of Hertel et al. (1996) and Paris (1992), who found no differences between taped and untaped subjects in static balance tests. Nonetheless, Bennell and Godie (1994) reported performance decreases with ankle taping, whereas Feuerbach and Grabiner (1993) found performance improvements. This discrepancy could be explained by the different body positions during the balance tests. For example, the subjects of Bennell and Goldie carried out the test with the free leg 10 cm above the ground level and with their eyes closed, a less stable situation than the one utilised in the present study. In addition, there were differences in the ankle taping influence on the subjects in the static and dynamic balance tests: in the static test, the pressure on the ankle by the taping could increase the exteroceptive inputs and therefore improve balance control; however, in the dynamic test, the ROM restriction imposed by the taping could decrease the balance performance. The differences found in the average position of X values during the static balance test between the T and NT conditions showed that ankle taping slightly modified the position of the COP during the test and led to a performance decrease in this test, although the differences in the area covered by the COP were not significant. The correlations found in all the tests, with the exception of postural sway, showed that ankle taping would have a similar influence over all the subjects (Table 4). Contrary to previous reports (Burks et al., 1991; Mackean et al., 1995; Verbrugge, 1996), there were no performance decreases during the push-off phase of the jump. The studies that have found lower jump heights with taping used jump tests with arm swing, without a standardisation of the arm or body movement before the Table 3. Differences between taped and untaped conditions in the counter movement jump test. Data are means (±SD). Jump tests Push off phase Landing phase PF (BW) PP (W/kg) h (cm) F1 (BW) F2 (BW) T1 (s) T2 (s) TBW (s) 2.48 (.23) 46.92 (9.90) .33 (.10) 2.49 (.94) 5.38 (1.61) .017 (.009) .057 (.023) .350 (.169) NT 2.52 (.29) 45.82 (8.18) .32 (.10) 2.41 (1.22) 6.04 (1.87) * .013 (.005) .052 (.019) .327 (.143) T 1.37 2.35 .98 3.28 12.35 23.62 6.43 16.88 % difference NT = without ankle taping; T = with ankle taping; PF = peak vertical force; PP = peak power; h = jump height; F1 = first peak vertical force value; F2 = second peak vertical force value; T1 = time elapsed from contact to F1; T2 = time elapsed from contact to F2; TBW = time from feet contact until vertical ground reaction forces reach the subject´s weight for the first time after the landing; * = P < 0.05. Abian-Vicen et al. push-off phase. The subjects in the present study started from still position and were not allowed to perform any preparatory movements before the jump. The ankle taping might have a different degree of influence, depending on the jump test utilised. The restriction produced by the taping in the movements of the push-off phase and the greater coordination required in the less standardised jump tests, and even in those performed in actual competitions, could lead to lower jump heights compared with the jump tests performed from still position and without arm swing because the jump tests performed in the present study did not include preparatory movements like lateral or forward displacements before the push-off phase. There was an increase of 0.66 BW (95% CI -0.64 to 1.96) in F2 values in the T condition. The higher F2 values may be associated with a greater risk of injury (Dufek and Bates, 1991; Hewett et al., 2005; Louw et al., 2006) because, in actual competitions, the unpredictable environment (team mates, the ball, the opponents, etc.) makes it difficult to focus attention on the landing movement. Therefore, it is very important to have automated movement patterns and avoid large peak forces during the landings while the subjects are focusing their attention on other aspects of the game. The participants of the present study had no previous experience with ankle taping and the results may have been different if they were accustomed to wearing ankle taping. There was a low but significant negative correlation between F2 and T2 (T: r = -0.66, p < 0.01 and NT: r = -0.58, p < 0.05). If the ankle plantarflexors do enough eccentric work during the first moments after feet contact, F2 will appear later in the force-time record, and the F2 value will be lower because part of the force will have been absorbed by the plantarflexor muscles and, therefore, this peak value will be delayed in time. Most types of ankle tapings limit the ankle plantarflexion ROM, which can increase even more the F2 value. Conclusion In conclusion, the use of prophylactic ankle taping had almost no influence on the balance or jump performance of healthy young subjects. In contrast, ankle taping could increase the risk of injury during landings because the peak forces were increased in the taped condition. This fact points to a proper use of ankle taping, only when it is required, like in those instances where alternative methods such as propioception, technique training, or strengthening of the ankle stabilizer muscles have failed. Future research should evaluate the effects of landing training on the force values to teach subjects who need ankle taping to decrease the vertical force values and, consequently, the risk of injury. Acknowledgments This study was partially supported by the European Social Fund and by the Council of Education of the Junta de Comunidades de Castilla-La Mancha, Spain. References Bennell, K.L. and Goldie, P.A. 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Javier Abián-Vicén Faculty of Sports Sciences, University of Castilla-La Mancha, Avenida Carlos III s/n 45071 Toledo, Spain AUTHORS BIOGRAPHY Javier ABIÁN-VICÉN Employment Research Fellow, Faculty of Sports Sciences, University of Castilla-La Mancha, Spain. Degree MSc Research interest Biomechanics, ankle taping, risk of knee injury in landings. E-mail: [email protected] Luis M. ALEGRE Employment Assistant Professor, Faculty of Sports Sciences, University of Castilla-La Mancha, Spain. Degree PhD Research interest Biomechanics, muscle mechanics. E-mail: [email protected] José M FERNÁNDEZ-RODRÍGUEZ Employment Physical Therapist, Associate Professor. School of Physiotherapy and Nursery, University of Castilla-La Mancha., Spain. Degree PT Research interest Prophylactic taping, rehabilitation. E-mail: [email protected] Amador J. LARA Employment Research Fellow, Faculty of Sports Sciences, University of Castilla-La Mancha, Spain. Degree MSc Research interest Biomechanics, strength training. E-mail: [email protected] Marta MEANA Employment Associate Professor, Department of Physical Activity and Sports, Catholic University San Antonio, Murcia, Spain. Degree PhD Research interest Biomechanics, ankle taping, training performance. E-mail: [email protected] Xavier AGUADO Employment Professor, Faculty of Sports Sciences, University of Castilla-La Mancha, Spain. Degree PhD Research interest Biomechanics, ankle taping, injury prevention, muscle mechanics. E-mail: [email protected] October 6, 2008 Mr. Javier Abián-Vicén University of Castilla-La Mancha Faculty of Sports Sciences Avenida Carlos III s/n Toledo, Toledo 45071 Spain Paper No. FAI-2008-003281R: "Prophylactic ankle taping: elastic versus inelastic taping". Dear Mr. Abián-Vicén, We are pleased to inform you that your manuscript has been accepted for publication in Foot & Ankle International. Your contribution is greatly appreciated. Upon receipt of the signed copyright signature form, the manuscript will be sent to our production staff for placement in an upcoming issue. We will then contact you as soon as your manuscript has been assigned to a specific issue. You will also receive page proofs from the publishing office so that you can make necessary changes. Please click the link below, print a copy of our Copyright Signature Form, and fax the completed form to 410-494-0515 (Attn: Greg Matiasevich). http://fai.msubmit.net/letters/fai_copyright_form.pdf We certainly appreciate your willingness to submit this paper for peer review, as well as your cooperation in putting it into its final form. Sincerely, David B. Thordarson, M.D. Editor-in-Chief Foot & Ankle International [email protected] Title: PROPHYLACTIC ANKLE TAPING: ELASTIC VERSUS INELASTIC TAPING Javier Abián-Vicén, MSc, Research Fellow, Faculty of Sports Sciences, University of Castilla-La Mancha, Spain. Contribution: the conception and design of the study, acquisition of data, anaylsis and interpretation of data, drafting the article, final approval of the version to be submitted. Luis M. Alegre, PhD, Assistant Professor, Faculty of Sports Sciences, University of Castilla-La Mancha, Spain. Contribution: analysis and interpretation of data, revising it critically for important intellectual content, final approval of the version to be submitted. José M Fernández-Rodríguez, Physical Therapist, Associate Professor, School of Physiotherapy and Nursery, University of Castilla-La Mancha. Contribution: acquisition of data, revising it critically for important intellectual content, final approval of the version to be submitted. Xavier Aguado, PhD, Professor, Faculty of Sports Sciences, University of CastillaLa Mancha, Spain. Contribution: the conception and design of the study, analysis and interpretation of data, drafting the article, final approval of the version to be submitted. Correspondence: Javier Abián-Vicén Facultad de Ciencias del Deporte Universidad de Castilla-La Mancha. Campus Tecnológico Antigua Fábrica de Armas. Avenida Carlos III S/N. 45071. Toledo (España) Tel.: +34-925-268800 (ext. 5516) E-mail: [email protected] Fax: +34-925-268846 1 Title: Prophylactic ankle taping: elastic versus inelastic taping 2 3 4 ABSTRACT 5 Background: The ankle is one of the most injured joints in sport, and therefore it is 6 frequently protected with prophylactic ankle taping. This study aimed first, to 7 compare the mechanical fatigue of two types of prophylactic ankle taping after 30 min 8 of intense exercise, one made with elastic tape (ET) and the other with inelastic tape 9 (IT) and second, to investigate the subjects’ perception on the tape restriction and 10 comfort. 11 Materials and Methods: Twenty seven active women (mean age=20.6±4.1 years), 12 without previous ankle injuries volunteered for the study. The participants were tested 13 on three different conditions: with elastic ankle taping, with inelastic taping and 14 without taping, before and after 30 minutes of intense exercise. The ankle passive 15 ranges of movement (ROMs) were measured before and after exercise, and a 16 subjective scale on taping comfortableness and restriction was completed by the 17 subjects. 18 Results: Both types of ankle taping showed less ROM restriction after 30 min of 19 exercise in the inversion (IT=27% and ET=21%), and in the plantarflexion (IT=8% 20 and ET=6%). The IT showed more losses of restriction than the ET, with significant 21 differences in the inversion (p<0.05). The participants perceived the ET as more 22 comfortable and less restrictive. 23 Conclusion: We would recommend the use of ET as the first choice in the 24 preparation of prophylactic ankle taping because it produces the same restriction in 25 the ROM than the IT with less taping fatigue, and is perceived as more comfortable 26 and less restrictive by the users. 27 Key words: Biomechanics, Ankle injuries, Taping, Range of movement 1 1 2 INTRODUCTION 3 The ankle is one of the joints in the body most prone to injury that is 4 frequently protected with prophylactic taping, especially in team sports.5,12,13,15,22 Tape 5 can be inelastic, elastic, or a mixture of both, although the most commonly used is 6 inelastic (Table 1). Despite this, no study was found to compare inelastic to elastic 7 taping on the restrictions in the range of movement (ROM) or the modifications 8 produced by the loss of restriction after exercise. This lack of studies could be due to 9 the utilization of elastic taping restricted only to therapeutic contexts.11 Nonetheless, 10 with the new fabrics, it was believed that elastic tape can be efficaciously used in 11 prophylactic ankle taping, with a greater comfort level for the user. 12 13 Most of the studies show that an ankle taping is fatigued under mechanical 14 loading, like any other fabric. Even more, as the training session or competition is 15 completed, the taping loses part of its mechanical properties, which will affect the 16 ROM restriction effectiveness.1,6,19,20,23 The ankle taping effectiveness is reduced after 17 20 min of exercise; therefore, it should be replaced or reinforced periodically.11 18 19 The purpose of this study was twofold. First, to compare the mechanical 20 fatigue of two types of prophylactic ankle taping techniques (elastic versus inelastic), 21 used to limit inversion and plantarflexion after 30 minutes of intense exercise. 22 Second, to study subjects’ perception of tape restriction and comfort and its relation to 23 ROM restrictions for each type of tape. 24 25 METHODS 26 Twenty seven young women volunteered for the study (Age = 20.6 ± 4.1 27 years; Body mass = 58.45 ± 6.95 kg; Height = 164.3 ± 6.2 cm). The participants gave 2 1 their informed written consent to participate in the study. The experiment was 2 conducted based on the guidelines of the American Physiological Society and the 3 study protocol was approved by the local Institutional Review Board. All the subjects 4 were physically active (at least two days/week), but none was engaged in any type of 5 structured physical training. None of them used ortheses or had lower limb injuries in 6 the last two years. Through physical examination, an experienced physical therapist 7 confirmed that the participants had not suffered a ligament injury that led to joint 8 instability. The subjects performed all the tests with indoor court shoes with similar 9 characteristics. 10 11 All subjects underwent a familiarization session, after which they attended 12 three experimental sessions in the same week: without taping (NT), with inelastic 13 taping (IT), and with elastic taping (ET). Testing order was randomized to control for 14 possible treatment order effects. Two different types of taping (one with IT and the 15 other with ET) were done on both ankles, with prewrap around the level of both 16 malleoli (Cramer. BSN Medical. Vibraye, France). The ankle taping was designed to 17 limit inversion and plantarflexion. 18 19 The IT (Strappal. BSN medical. Vibraye, France) was adapted from the one 20 proposed by Neiger,21 with two anchors applied to the skin according to the subjects’ 21 body dimensions. The inferior adhesive anchor was applied over the metatarsal head, 22 and the upper anchor was applied 36% proximal from the lateral malleolus to the 23 fibular head. Eight active strips limited ankle inversion and plantarflexion, and from 24 13 to 17 strip locks were utilized, depending on the size of the lower limb (Figure 1). 25 26 For the ET (Tensoplast Sport. BSN Medical. Vibraye, France) designed 27 according to Neiger,21 two anchors, standardized to the subjects’ body dimensions, 3 1 were also utilized: inferior anchor was applied over the metatarsal heads, and the 2 upper anchor, 82% proximal from the lateral malleolus to the fibular head. Six active 3 strips, which were tighten according to the size of the lower limb, limited inversion 4 and plantarflexion (Figure 2). 5 6 The design of the two types of ankle taping was slightly different. 7 Nonetheless, the resultant vector of the active strips was similar in both designs, and 8 the level of restriction preexercise was also similar in all the ROMs analyzed (see 9 results). We aimed to compare two different types of ankle taping (tape + taping 10 design) rather than merely compare the mechanical characteristics of two different 11 types of fabric. The elastic and inelastic ankle taping were those usually utilized by 12 physical therapists, and they are done with different tapes and designs. 13 14 To analyze the changes produced in the ROM by the taping fatigue, subjects 15 carried out a 30-min exercise session conducted by a researcher, with the following 16 protocols: 17 - 18 19 Eight-minute warm-up: 5 min of light jogging followed by stretching and several submaximal and maximal jumps. - Two sets of six maximal jumps: first of counter movement jumps 20 (CMJ, vertical jump with hands on hips) and the second set of 21 Abalakov jumps (vertical jump with arm swing), with 2-min and 30 s 22 rest between sets and repetitions, respectively. 23 - Two sets of six landings, with the aim of performing them as soft as 24 possible: the first set from a landing height of 0.30 m, and the second 25 set from 0.75 m, with 2-min and 30 s rest between sets and repetitions, 26 respectively. 27 4 1 The ROM was measured by an experienced physical therapist with a manual 2 goniometer (Alimed Inc, Dedham MA) to test the taping restriction and its possible 3 fatigue. ROM measurements of maximal passive static dorsiflexion, plantarflexion, 4 inversion, and eversion were performed in the right ankle with the subject lying prone 5 on a couch, following the metodology utilized in previous studies.19,20,24 The term 6 “inversion” was defined as the one axis movement in the subtalar joint, which leads to 7 push with the lateral side of the foot against the ground. Range of movement 8 measurements were carried out in the resting condition, before and after exercise in 9 the three test sessions (NT, IT, and ET), and without the ankle taping, after the two 10 experimental conditions (IT and ET), (Figure 3). In the present study, restriction has 11 been defined as the differences between preexercise measurements without taping 12 versus preexercise measurements with taping and taping fatigue as the differences 13 between preexercise measurements with taping versus postexercise measurements 14 with taping. 15 16 The reliability of the ROM was assessed with the intraclass correlation 17 coefficient (ICC) and the typical error, from three measurements of each variable16. In 18 a pilot study, carried out with 13 subjects, the ICCs were high for all the variables 19 (0.89-0.98). Typical errors in the dorsiflexion, plantarflexion, inversion and eversion 20 were 0.85 degrees, 0.96 degrees, 0.87 degrees and 0.85 degrees, respectively. Typical 21 error, expressed as coefficient of variation12 for each variable was: dorsiflexion = 22 6.7%, plantarflexion = 1.6%, inversion = 3.5% and eversion = 10.6%. 23 24 A day after completing all the tests, the subjects ranked the degree of taping 25 restriction and level of comfort using a scale from zero (minimum) to ten (maximum). 26 5 1 The data were analyzed using the software package Statistica for Windows (v. 2 7.0, StatSoft, Oklahoma, USA). The experimental situations (NT, IT, ET) and the 3 time of the measurements were considered as independent variables. Range of 4 movements (right ankle dorsiflexion, plantarflexion, inversion, and eversion) were 5 considered as dependent variables. A two factor ANOVA (three taping conditions × 6 four moments of measurement) was utilized to compare the effects of exercise on the 7 different taping conditions, and the possible differences between the three taping 8 conditions at each moment. The Scheffé procedure was used for post hoc analysis 9 where necessary. Significance was set at P < 0.05. 10 11 The minimal number of subjects required with a power of 0.9 and a level of 12 significance α of 0.05 was calculated to be 14, considering the IT fatigue in the ankle 13 inversion. The statistical power with the sample of the present study (n = 27) was 14 0.99, with a bilateral α error of 0.05. 15 16 RESULTS 17 There were no significant differences between the IT and ET in any of the 18 situations, and between the pre- and post-exercise without the ankle taping, except for 19 the plantarflexion ROM (p < 0.05) (Table 2). 20 21 Both types of taping produced significant ROM restrictions in the ankle 22 plantarflexion and inversion (p < 0.001), while there were no significant ROM 23 restrictions in the dorsiflexion and eversion movements. From the measurements after 24 exercise, with both types of taping, there were significant increases in the 25 plantarflexion (IT = 4.70 degrees, p < 0.05; ET = 3.70 degrees, p < 0.001) and in the 26 inversion ROMs (IT = 5.70 degrees, p < 0.05; ET = 4.37 degrees, p < 0.001) (Table 27 3). The IT was more fatigued than the ET in the inversion movement (p < 0.05). The 6 1 ET showed more fatigue in the plantarflexion, although this difference did not reach 2 statistical significance (p = 0.25) (Figure 4). In the measurements without taping, 3 before and after the IT and ET conditions, there were only significant increases in the 4 plantarflexion ROM (p < 0.01). 5 6 The scale on comfort level and taping restriction showed that the subjects 7 considered the ET as more comfortable and less restrictive than the IT (IT = 5.10 and 8 ET = 7.76; IT = 7.06 and ET = 3.70, p < 0.001, comfort level and restriction, 9 respectively) (Figure 5). 10 11 DISCUSSION 12 Both types of ankle taping showed less ROM restriction after 30 min of 13 exercise in the inversion (IT = 27% and ET = 21%) and in the plantarflexion (IT = 8% 14 and ET = 6%). Earlier, similar results have been previously reported with 15 IT,1,6,8,18,19,26 but so far, and to the best of our knowledge this is the first study, which 16 has found a similar behavior with elastic ankle taping. The IT showed more losses of 17 restriction than the ET, with significant differences in the ankle inversion (p < 0.05) 18 and no significant differences in the plantarflexion (p = 0.25). This could be due to the 19 different mechanical behavior of the inelastic taping, which shows a sudden 20 restriction, in a different way than that of an elastic one, with a gradual restriction that 21 increases toward the mechanical threshold. 22 23 There were no differences in the ROM restrictions before exercise in the two 24 types of taping, although the participants perceived the ET as more comfortable and 25 less restrictive than the inelastic one. Even in the study of Gross et al.,7 there was no 26 concordance found between the subjects’ perceptions and the ROM measurements 27 while comparing an ankle orthosis and a preventive IT. The orthosis utilized by Gross 7 1 et al. and the ET used in this study were made of a more compliant material, 2 compared to the IT, and showed a more gradual mechanical threshold with the same 3 ROM restriction, which could be the reason that the elastic braces and taping were 4 perceived as more comfortable and less restrictive by the subjects of both studies. 5 6 Both types of taping were effective in the restriction of ankle inversion (IT = 7 41% and ET = 42%) and plantarflexion (IT = 15% and ET = 11%), because the 8 combination of both movements is associated with the most usual mechanism of ankle 9 sprain; nonetheless, neither ankle taping techniques had an influence on dorsiflexion 10 or eversion. The selective restriction only in given movements are important in sport, 11 to minimize the possible influence of the ankle taping in sport performance. Earlier 12 studies have reported similar results on ankle ROM restriction with IT.4,6,8,26 13 14 The increase found in the ankle plantarflexion ROM in the NT condition after 15 exercise was probably caused by the warming of the different ankle structures. From 16 our point if view, this ROM increase only appeared in the plantarflexion because the 17 exercise tasks consisted of jumps and landings, movements that are mainly produced 18 in the sagittal plane. If the exercise session had included running exercises with sharp 19 changes of direction, the lateral ROMs of the subtalar joint would have been also 20 affected. Alt et al.1 found increases in the skin temperature of 3.8ºC after 30 min of 21 exercise without taping, and from 5.7 to 5.9°C with different types of elastic taping. 22 these temperature increases could explain, at least in part, the ROM increases found in 23 the NT condition after exercise and in the ET and IT conditions after exercise with the 24 ankle taping removed. The exercise session carried in this study was shorter than that 25 performed by the subjects of Alt et al.,1 however, all the tasks were maximal. 26 8 1 In conclusion, the use of ET is recommended as the first choice in the 2 preparation of prophylactic ankle taping because it produces the same restriction in 3 the ROM than the inelastic one with less fatigue, and is perceived as more 4 comfortable and less restrictive by the users. 5 6 REFERENCES 7 1. Alt, W; Lohrer, H; Gollhofer, A: Functional properties of adhesive ankle 8 taping: Neuromuscular and mechanical effects before and after exercise. Foot 9 Ankle Int. 20:238-245, 1999. 10 2. Bruns, J; Scherlitz, J; Luessenhop, S: The stabilizing effect of orthotic 11 devices on plantar flexion dorsal extension and horizontal rotation of the ankle 12 joint. Int J Sports Med. 17:614-618, 1996. 13 3. De Clercq, LR: Ankle bracing in running: the effect of a push type medium 14 ankle brace upon movements of the foot and ankle during the stance phase. Int 15 J Sports Med. 18:222-228, 1997. 16 4. Gehlsen, GM; Pearson, D; Bahamonde, R: Ankle joint strength, total work, 17 and ROM: comparison between prophylactic devices. J Athl Train. 26:62-65, 18 1991. 19 20 5. Grabbett, TJ: Incidence of injury in amateur rugby league sevens. Br J Sports Med. 36:23-26, 2002. 21 6. Greene, TA; Hillman, SK: Comparison of support provided by a semirigid 22 orthosis and adhesive ankle taping before, during, and after exercise. Am J 23 Sports Med. 18:498-506, 1990. 24 7. Gross, MT; Batten, AM; Lamm, AL; Lorren, JL; Stevens, JJ; Davis, JM; 25 Wilkerson, GB: Comparison of donjoy ankle ligament protector and subtalar 26 sling angle taping in restricting foot and ankle motion before and after 27 exercise. J Orthop Sports Phys Ther. 19:33-41, 1994. 9 1 8. Gross, MT; Lapp, AK; Davis, M: Comparison of Swede-O-universal ankle 2 support and aircast sport-stirrup orthoses and ankle tape in restricting 3 eversion-inversion before and after exercise. J Orthop Sports Phys Ther. 4 13:11-19, 1991. 5 6 7 8 9 10 9. Hopkins, WG: Measures of reliability in sports medicine and science. Sports med. 30:1-15, 2000. 10. Hubbard, T; Kaminski, T: Kinesthesia is not affected by functional ankle instability status. J Athl Train. 37:481-486, 2002. 11. Hume, PA; Gerrard, DF: Effectiveness of external ankle support. Bracing and taping in rugby union. Sports Med. 25:285-312, 1998. 11 12. Jones, D; Louw, Q; Grimmer, K: Recreational and sporting injury to the 12 adolescent knee and ankle: prevalence and causes. Aust J Physiother. 46:179- 13 188, 2000. 14 13. Junge, A; Dvorak, J: Soccer Injuries. Sports Med. 34:929-938, 2004. 15 14. Kaminski, TW; Gerlach, TM: The effect of tape and neoprene ankle 16 17 18 19 20 21 22 supports on ankle joint position sense. 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Neiger, H: Los vendajes funcionales, aplicaciones en traumatología del deporte y en reeducación, Barcelona, Masson, 1990. 22. Osborne, MD; Rizzo, TD: Prevention and treatment of ankle sprain in athletes. Sports Med. 33:1145-1150, 2003. 8 23. Paris, DL; Vardaxis, V; Kikkaliaris, J: Ankle ranges of motion during 9 extended activity periods while taped and braced. J Athl Train. 30:223-228, 10 11 12 1995. 24. Root, ML; Orien, WP; Weed, JH; Hughes, RJ: Biomechanical examination of the foot, Los Angeles, Clinical Biomechanics Corporation, 1971. 13 25. Shapiro, MS; Kabo, M; Mitchell, PW; Loren, G; Tsenter, M: Ankle sprain 14 prohylaxis: an analysis of the stabilizing effects of braces and tape. Am J 15 Sports Med. 22:78-82, 1994. 16 26. Wilkerson, GB: Comparative biomechanical effects of the standard method 17 of ankle taping and a taping method designed to enhace subtalar stability. Am 18 J Sports Med. 19:588-595, 1991. 19 20 TABLE AND FIGURE LEGENDS 21 Table 1: Studies on the restriction in the range of movement and taping fatigue in 22 prophylactic ankle taping (M = Males; F = Females; ROM = Range of Movement). 23 24 Table 2: Ranges of movement of dorsiflexion, plantarflexion, inversion, and eversion. 25 (* = Significant differences between pre- and post-exercise, p < 0.05). 26 11 1 Table 3: Differences in dorsiflexion, plantarflexion, inversion, and eversion. The 2 situations compared were (1) restriction: pre-exercise measurement without taping 3 versus post-exercise measurement with taping; (2) taping fatigue: pre-exercise 4 measurement with taping vs. post-exercise measurement with taping; (3) pre-post: 5 pre-exercise measurement without taping versus post-exercise measurement without 6 taping (* = p < 0.05; ** = p < 0.01; p < 0.001). 7 8 Figure 1: Preparation of the prophylactic ankle taping with inelastic tape (2 = 9 anchors; 3, 4, and 5 = active strips; 6 = strip lock). 10 11 Figure 2: Preparation of the prophylactic ankle taping with elastic tape (2 = anchors; 12 3, 4, and 5 = active strips; 6 = strip lock). 13 14 Figure 3: Experimental design. Range of movement (ROM) measurements thorough 15 the study. 16 17 Figure 4: Loss of restriction in the two types of ankle taping (* = p < 0.05). 18 19 Figure 5: Subjective subject’s perception on the ankle taping utilization (*** = p < 20 0.001). 21 22 23 24 25 26 27 12 1 FIGURE 1 2 3 FIGURE 2 4 5 FIGURE 3 6 7 13 1 FIGURE 4 2 3 FIGURE 5 4 5 6 7 8 14 1 TABLE 1 TYPE OF FABRIC Inelastic Mixture of elastic and inelastic 2 3 STUDY n GENDER AGE (YEARS) SUBJECTS' CHARACTERISTICS Alt et al. (1) 12 5 F, 7 M F (22.4), M (24.1) Healthy MEASUREMENT ROM-Restriction Bruns et al. (2) 20 -- -- Cadavers without injuries ROM-Restriction ROM-Fatigue Greene and Hillman (6) 7 F 18-21 Healthy Gross et al. (8) 16 8 F, 8 M F (26.0 ± 3.8), M (26.1 ± 4.7) Healthy ROM-Fatigue Hubbard and Kaminski (10) 16 8 F, 8 M 21.6 ± 1.7 Unstable ankles ROM-Restriction Kaminski and Gerlach (14) 20 F 20.8 ± 2.7 Healthy ROM-Restriction Lindley and Kernozek (16) 11 M 21.1 ± 1.7 Healthy ROM-Restriction Lohrer et al. (17) 40 22 F, 18 M 23.6 Healthy ROM-Fatigue Martin and Harter (18) 10 5 F, 5 M 23.4 ± 2.5 Healthy ROM-Fatigue Meana et al. (19) 15 M 23.4 ± 1.9 Healthy ROM-Fatigue Metcalfe et al. (20) 10 F 26.5 ± 3.69 Healthy ROM-Fatigue Paris et al. (23) 30 M 22.0 ± 3.3 Healthy ROM-Fatigue Shapiro et al. (25) 5 M 20-65 Cadavers ROM-Restriction ROM-Restriction De Clercq (3) 7 M 23.0 ± 1.3 Healthy Gross et al. (7) 16 8 F, 8 M F (22 ± 2), M (27 ± 7) Healthy ROM-Fatigue Wilkerson (26) 30 M -- Healthy ROM-Fatigue TABLE 2 WITHOUT TAPING Dorsiflexion (degrees) PRE-EXERCISE WITH TAPING POST-EXERCISE WITH TAPING POST-EXERCISE WITHOUT TAPING Familiarization Pre-exercise Post-exercise Elastic taping Inelastic taping Elastic taping Inelastic taping Elastic taping Inelastic taping 17.89 ± 7.43 18.40 ± 6.96 18.89 ± 6.31 16.37 ± 7.21 15.93 ± 6.36 17.11 ± 7.69 17.33 ± 6.75 18.59 ± 6.95 18.89 ± 6.66 68.74 ± 8.34 Plantarflexion (degrees) 65.44 ± 8.22 67.59 ± 7.80 69.22 ± 8.58 (*) 58.15 ± 7.44 55.93 ± 6.98 61.85 ± 6.72 60.63 ± 7.02 68.59 ± 6.92 Inversion (degrees) 36.00 ± 4.57 36.67 ± 4.08 37.48 ± 4.69 20.96 ± 5.12 21.33 ± 3.76 25.33 ± 5.43 27.04 ± 4.62 38.44 ± 3.69 37.85 ± 3.42 4 Eversion (degrees) 13.93 ± 2.25 14.15 ± 1.99 14.22 ± 1.87 13.48 ± 1.81 13.48 ± 1.63 14.07 ± 1.80 13.26 ± 1.58 14.66 ± 2.15 13.93 ± 1.88 5 TABLE 3 DORSIFLEXION (degrees) 6 PLANTARFLEXION (degrees) INVERSION (degrees) EVERSION (degrees) Inelastic Elastic Inelastic Elastic Inelastic Elastic Inelastic Elastic 1.- Restriction -1.96 -1.52 -9.52 (***) -7.30 (***) -14.66 (***) -15.04 (***) -0.44 -0.44 2.- Taping fatigue 1.41 0.74 4.70 (*) 3.70 (***) 5.70 (*) 4.37 (***) 0.22 0.59 3.- Pre-Post 4.44 0.70 1.28 (**) 4.04 (**) 1.83 2.44 0.93 0.74 15 Anexo 4: Pósters Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Aguado X. (2006). Kinetic differences between men and women in six landing situations. 11th Annual Congress of the European College of Sport Science. Lausanne (Suiza). Abián J, Alegre LM, Lara AJ, Rubio JA, Aguado X. (2007). Differences between men and woman in landings from jump tests. 12th Annual Congress of the European College of Sport Science. Jyväskylä (Finlandia). Abián J, Alegre LM, Fernández JM, Aguado X. (2007). Kinetic analysis of the range of movement with two types of prophylactic ankle taping: inelastic vs elastic taping. 12th Annual Congress of the European College of Sport Science. Jyväskylä (Finlandia). KINETIC DIFFERENCES BETWEEN MEN AND WOMEN IN SIX LANDING SITUATIONS Javier Abián, Luis M. Alegre, Amador J. Lara and Xavier Aguado. 11th Annual Congress of the ECSS Universidad de Castilla-La Mancha Biomechanics Laboratory. Faculty of Sports Sciences, Toledo. Spain. 1- INTRODUCTION FLIGHT PHASE 5 6 WUE 1 2 3 UE The relative contribution of the upper extremities in the landings was quantified from the difference between the tests with and without the hands on the hips. The use of the upper extremities during the landing reduced the value of F2 by 13.46% in women and 10.26% in the men's group. In the landing situations, there were significant differences between tests in F2, only in the women's group (P < 0.05) (Table 2). STA ** ** Female Male 8 BDJ ** Figure 2: Key instants of the landing and the previous phase in the six situations analyzed (4 = first contact with the ground; 5 = lowest height of the center of gravity during the landing, except in the STA test, where it matches with first ground contact out of the force plate; 6 = final position; WUE = landing without upper extremities; UE = landing with the use of upper extremities; BDJ = landing before a drop jump; STA = sudden start after landing). 3- RESULTS Taking the whole sample, there were significant correlations (P < 0.05) between the CMJ and DJ jump heights and F2 in the landings from 0.75 m, but not in the landings after jumps from the ground (Figure 3). There were only significant differences in F2 between men and women in the landings from 0.75 m, with greater F2 values in the women's group (P < 0.05) (Table 1 and Figure 4). * 7 ns ns F2 (BW) Landings are common in sport activities, and have been reported to be one of the mechanisms of injuries of the anterior cruciate ligament (ACL) (2,4), because two thirds of these injuries happen during the landing from a jump. This is particularly important among young athletic women, because they have specific characteristics that increase the risk of injury during drop landings (3,6). The greatest risk of injury to the ACL during the landing is located in the first 25% of the total landing time, with knee flexion from 33º to 48º, and the ACL resists the largest strain around 0.040 s after the first contact, moment that corresponds to the higher peak vertical force value (F2) (Figure 1) (1,5). Some researches have established relationships between large F2 values and greater tension in the ACL (3,5). The aim of this study was to make comparisons between men and women in six different types of landings, from a kinetic point of view. LANDING PHASE 4 6 5 4 WUE UE BDJ ADJ WUE UE PDJ DJ SAL * (F) *** (F) WUE UE Correlation between CMJ height and F2 in the BDJ test F2 (BDJ) = 13.076 - 18.3 2 * h (CMJ) r = - 0.6952; p<0.05 DJ o Female Male CMJ F2 (BW) 10 6 4 Fifteen female (age 18.8 ± 1.0 years, height 164.8 cm ± 7.1, weight 60.53 kg ± 5.66) and 15 male university students (age 22.1 ± 2.3 years, height 176.6 cm ± 6.2, weight 72.11 kg ± 6.21), all of them physically active, volunteered for the study. The force-time data from six different landing situations were recorded, four of the landings from 0.75 m (without the use of the upper extremities, with upper extremities, just before a drop jump, after a sudden start), and two landings after a jump from the ground: [after drop jump (DJ) and after counter movement jump (CMJ)] (Figure 2). Ground reaction forces were measured with a piezoelectric Kistler force plate model 9281 CA (Kistler, Winterthur, Switzerland), at 1000 Hz. There were analyzed the following variables: jump height, F2 and the time elapsed from the ground contact to F2 (T2). 0.20 0.25 0.30 0.35 0.40 0.45 0.50 h (m) 0.55 Figure 3: Relationship between CMJ jump height (h) and the second peak vertical force value (F2) in the landing test before a drop jump (BDJ). FEMALE 2- METHODOLOGY CMJ *** (F) * (F) * (F) *** (F) CMJ Table 2: Significant differences found when comparing F2 in the six landing situations (* = P < 0.05, *** = P < 0.001, F = Females, WUE = landing without upper extremities; UE = landing with the use of upper extremities; BDJ = landing before a drop jump; ADJ = landing after a drop jump; STA = sudden start after landing; CMJ = counter movement jump). 4- DISCUSSION/CONCLUSION 8 2 0.15 * (F) * (F) SAL 12 Figure 1: Vertical ground reaction forces (VGRF) during a landing from 0.75 m (F2 = second peak force value; T2 = time from contact to the second peak force value). *** (F) PDJ 14 STA Figure 4: Differences between men and women in the second peak vertical force value (F2) (* = P < 0.05, ** = P < 0.01, *** = P < 0.001, WUE = landing without upper extremities; UE = landing with the use of upper extremities; BDJ = landing before a drop jump; ADJ = landing after a drop jump; STA = sudden start after landing; CMJ = counter movement jump). F2 T2 h X (SD) RANKING X (SD) RANKING X (SD) RANKING WUE 8.10 (1.42) 2 0.037 (0.006) 6 0.75 UE 7.01 (1.61) 4 0.039 (0.005) 4 0.75 BDJ 8.15 (1.77) 1 0.038 (0.007) 5 0.75 ADJ 6.50 (1.94) 5 0.047 (0.017) 3 0.29 (0.04) 1 STA 7.43 (1.58) 3 0.048 (0.007) 2 0.75 CMJ 5.26 (1.18) 6 0.055 (0.021) 1 0.27 (0.03) 2 MALE F2 T2 h X (SD) RANKING X (SD) RANKING X (SD) RANKING WUE 6.14 (1.62) 3 0.042 (0.007) 5 0.75 UE 5.51 (1.50) 5 0.043 (0.007) 4 0.75 BDJ 5.73 (1.60) 4 0.042 (0.005) 5 0.75 ADJ 6.63 (2.49) 1 0.055 (0.014) 2 0.43 (0.07) 1 STA 5.48 (1.20) 6 0.056 (0.012) 1 0.75 CMJ 6.33 (2.51) 2 0.050 (0.011) 3 0.40 (0.05) 2 Table 2: Means, Standard deviations and rankings of the variables studied; F2 = second peak vertical force, T2 = time from the contact to the second peak vertical force value and h = jump height (WUE = landing without upper extremities; UE = landing with the use of upper extremities; BDJ = landing before a drop jump; ADJ = landing after a drop jump; STA = Sudden start after landing; CMJ = counter movement jump). The subjects who performed the highest jumps in the DJ and CMJ tests, that is, with greater explosive force, showed lower values of F2 in the landings from 0.75 m, while in the landings from the ground it would be more relevant a good landing technique. The use of the upper extremities during the landing reduced the value of F2. A proper utilization of the upper limbs during a landing is not always possible, but can reduce the impact forces, and therefore, the risk of injury. The increase in the vertical ground reaction forces could transmit greater tension to the ligaments, especially when they are more vulnerable (5). In this sense, the gender differences only appeared in the tests from high landing surfaces, where the women's group appeared to be more sensitive to the landing height. Further studies should analyze kinematics and electromyography of the landing movements, synchronized with the force-time record. REFERENCES 1. Abián, J, L. M. Alegre, A. J. Lara, S. Sordo and X. Aguado. Capacidad de amortiguación en aterrizajes después de ejercicio intenso. RED. 19 (3): 5-11, 2005. 2. Henry, J. H., B. Lareau and D. Neigut. The injury rate in professional basketball. Am J Sports Med. 10 (1):16-18, 1982. 3. Hewett, T. E., G. D. Myer, K. R. Ford, R. S. Heidt, A. J. Colosimo, S. G. Mclean, A. J. van den Bogert, M. V. Paterno and P. Succop. Biomechanical measures of neuromuscular control and valgus loading of the knee predict anterior cruciate ligament injury risk in female athletes. Am J Sports Med. 33:492-501, 2005. 4. Özgüven, H. and N. Berme. An experimental and analytical study of impact forces during human jumping. J Biomech. 21:1061-1066, 1988. 5. Pflum, M. A., K. B. Shelburne, M. R. Torry, M. J. Decker and M. G. Pandy. Model prediction of anterior cruciate ligament force during drop-landings. Med Sci Sports Exerc. 36:1949-1958, 2004. 6. Zazulak, B. T., P. L. Ponce, S. J. Straub, J. M. Michael, L. Avedisian and T. E. Hewett. Gender comparison of hip muscle activity during single-leg landing. J Orthop Sports Phys Ther. 35:292-299, 2005. DIFFERENCES BETWEEN MEN AND WOMEN IN LANDINGS FROM JUMP TESTS Javier Abián, Luis M. Alegre, Amador J. Lara, Jacobo A. Rubio and Xavier Aguado. 12th Annual Congress of the ECSS Jul 11-14, 2007, Jyväskylä, Finland Biomechanics Laboratory. Faculty of Sports Sciences, Toledo. Spain. 1- INTRODUCTION 3- METHODOLOGY Jump tests are frequently used as a method for evaluating explosive force in the lower extremities. The subjects, researchers and coaches tend to focus on the push-off and the flight phases, because the purpose of the test is to reach the greatest jump height. Unfortunately, the landing phase is usually neglected, although the landing movements of jumps have been reported to be the main cause of injury in some sports (1,2). The risk of injury during maximal jump tests could be also increased by a poor landing technique. In other respect, women have shown to have a different landing pattern than men during sport competitions, which could explain, at least in part, the greater risk of injury during landings in female populations (2,3). The push-off, flight and landing phases of the countermovement jumps of 291 males (age = 19.6 ± 2.8 years, body mass = 71.0 ± 8.6 kg, height = 174.9 ± 5.9 cm) and 92 females (age = 19.2 ± 2.6 years, body mass = 57.2 ± 7.1 kg, height = 164.3 ± 5.9 cm), applicants to a Spanish faculty of sports sciences, were analyzed with a force platform (Figure 1). The maximal height of the center of gravity (h) and peak power (PP) were assessed during the push-off phase. During the landing phase were analyzed the second peak vertical force value (F2), the time elapsed from the contact to F2 (T2) and the vertical path of the center of gravity from the feet contact to the lowest point of the landing (Lr). The values of Lr were normalized to the subject's height. 2- PURPOSE To analyze the gender differences in the vertical ground reaction forces and the position of the center of gravity during the landing phase of a jump test. 4- RESULTS The greatest differences between men and women were found in h (hwomen = 25.6 ± 3.5 cm; hmen= 35.5 ± 4.5 cm, P < 0.001), PP (PPwomen = 39.9 ± 4.8 W/kg; PPmen= 50.2 ± 2.6 W/kg, P < 0.001) (Figure 2) and F2 (F2women = 5.89 ± 2.06 times body weight; F2men = 7.51 ± 2.38 times body weight, P < 0.001) (Figure 3), with greater values in the men's group. The women's group showed a greater vertical range of movement of the center of gravity during the landing (Lrwomen = 11.1 ± 2.7%; Lr men = 10.4 ± 2.4%; P < 0.05) (Figure 3). There were significant correlations between F2 and T2 (rall = -0.63, rwomen = -0.65 and rmen = -0.61) and between F2 and Lr (rall = -0.56, rwomen = 0.59 and rmen = -0.55). Figure 3: Differences between males and females in the second peak vertical force value during the landing (F2) and the vertical path of the center of gravity (Lr) (* = P < 0.05, *** = P < 0.001). 5- DISCUSSION/CONCLUSION The F2 values of the present study are greater than those found by other authors who analyzed landings from similar heights, probably because the subjects of the present study focused their attention on reaching the greatest jump height rather than performing a soft landing. The negative correlations found between F2 and T2 showed that as F2 was delayed, its value decreased. As explained above, another way to decrease F2 would be to increase the duration of the landing movement by a greater range of movement of the center of gravity. In fact, we found slight, but significant correlations between F2 and Lr. This suggests that the landing technique is important to reduce F2 values. It also highlights the significance of prophylactic training of a proper landing technique in different backgrounds. The lower values in the peak force values during the landing phase found in the women's group were related to a different landing technique and the lower landing height, compared to the men’s group. The low relationships between the explosive force and the ability of achieving low force values during the landing would point out to the significance of landing technique. REFERENCES 1. Zelisko JA, Noble HB, Porter MA. Comparison of men´s and women´s professional basketball injuries. Am J Sports Med 1982; 10:297-9. 2. Zazulak BT, Ponce PL, Straub SJ, Michael JM, Avedisian L, Hewett TE. Gender comparison of hip muscle activity during single-leg landing. J Orthop Sports Phys Ther 2005; 35: 292-9. 3. Chappell JD, Yu B, Kirkendall DT, Garrett WE. A comparison of knee kinetics between male and female recreational athletes in stop-jump tasks. Am J Sports Med 2002; 30:261-7. Figure 1: Flight phase during the counter movement jump Figure 2: Differences between males and females in the jump height and in the peak power during the push-off phase (*** = P < 0.001). KINETIC ANALYSIS OF THE RANGE OF MOVEMENT WITH TWO TYPES OF PROPHYLACTIC ANKLE TAPING: INELASTIC VS. ELASTIC TAPING Javier Abián, Luis M. Alegre, Jose M. Fernández and Xavier Aguado. 12th Annual Congress of the ECSS Jul 11-14, 2007, Jyväskylä, Finland 1- INTRODUCTION Biomechanics Laboratory. Faculty of Sports Sciences, Toledo. Spain. 3- METHODOLOGY 35 2- PURPOUSE 1.- To compare the changes in range of movement (ROM) caused by the loss of restriction of the ankle taping with two different types of prophylactic ankle taping, one made with inelastic tape (IT) (Figure 1) and the other one with elastic tape (ET) (Figure 2) after 30 minutes of intense exercise (jump and landing drills). 2.- To analyse the subjects' perception on taping restriction and comfortableness, and the relationships of this perception to the ROM restrictions. Subjects: 27 active young women (age = 20.6 ± 4.1 years; body mass = 58.5 ± 7.0 kg; height = 164.3 ± 6.2 cm) Procedures: They carried out three test sessions randomly distributed (Figure 3): 1.- without taping 2.- with IT 3.- with ET Variables: The ankle ROMs in plantarflexion, dorsiflexion, pronation and supination were assessed before and after the taping procedure, and after exercise, with and without the ankle taping. The subjects answered in a day apart a scale where they ranked from 0 (minimum) to 10 (maximum) the degree or taping restriction and its comfortableness. Figure 2: Preparation of the prophylactic taping with inelastic tape (2 = anchors; 3,4 and 5 = active strips; 6 = strip lock). 25 20 15 5 0 supination plantar flexion Figure 4: Loss of restriction in the two types of ankle taping (* = P < 0.05). 10 *** 9 inelastic tape elastic tape *** 8 7 6 5 4 3 2 1 0 1 comfortable 2 PRE-TESTING TESTIN: RANDOM DAYS IN THE SAME WEEK - FAMILIARIZATION - ANTROPOMETRY - FOOT PRINT RECORD - ROM WITHOUT TAPING INELASTIC TAPING ELASTIC TAPING A: PRE-EXERCISE ROM WITH TAPING B: 30-MIN EXERCISE C: POST-EXERCISE ROM WITH TAPING D: POST-EXERCISE ROM WITHOUT TAPING NO TAPING A: PRE-EXERCISE ROM B: 30-MIN EXERCISE C: POST-EXERCISE ROM Figure 3: Experimental design: ROM measurements thorough the study. 4- RESULTS Figure 1: Preparation of the prophylactic ankle taping with elastic tape (2 = anchors; 3,4 and 5 = active strips; 6 = strip lock). inelastic taping elastic taping * 10 perception by the subjects The ankle is one of the most injured joints in sport, and therefore it is frequently protected with prophylactic ankle taping, designed for subjects without previous ankle injuries (1). Prophylactic ankle taping can be made with different types of fabric, mainly inelastic fibres. On the other hand, ankle taping made with elastic fabric is more utilised in therapeutic ankle taping, that is, designed for subjects with previous injuries (2). It was hypothesised that elastic tape could be utilised in prophylactic ankle taping with the same effectiveness as inelastic tape, and that this kind of ankle taping would be more comfortable for the users. % of restriction 30 The ankle supination and plantar flexion were significantly restricted with both types of taping (IT = 40.74% and ET = 41.77%; IT = 14.54% and ET = 11.15%; P < 0.001; percentage of restriction in supination and plantar flexion, respectively). After exercise, both types of taping reduced the degree of restriction in supination (IT = 26.74% and ET = 20.84%) and plantar flexion (IT = 14.54% and ET = 11.15%). The inelastic ankle taping loss more restriction effectiveness than the elastic one (P < 0.05) (Figure 4); furthermore, the elastic taping was perceived by the subjects as more comfortable (IT = 5.10 ± 1.75; ET = 7.76 ± 1.25, P < 0.001) and less restrictive than the inelastic one (IT = 7.06 ± 1.42; ET = 3.70 ± 1.64, P < 0.001) (Figure 5). restrictive Figure 5: Subjective subject’s perception on the ankle taping utilization (*** = P < 0.001). 5- DISCUSSION/CONCLUSION Although there was a loss of restriction in both types of ankle taping after exercise, this loss was greater during the supination with the inelastic taping (P < 0.05). This could have been caused by the different behaviour of the inelastic taping, with a gradual restriction that increases towards the mechanical threshold (3). The participants perceived the elastic taping as more comfortable and less restrictive than the inelastic one, probably because its gradual restriction behaves similar to that showed by the different ankle structures. From these results, we would recommend the use of elastic taping as the first choice when preparing prophylactic ankle taping to limit plantar flexion and supination. REFERENCES 1. Hume PA, Gerrard DF. Effectiveness of external ankle support. Sports medicine 25: 285-312. 1998. 2. Gross MT, Batten AM, Lamm AL, Lorren JL, Stevens JJ, Davis JM and Wilkerson GB. Comparison of donjoy ankle ligament protector and subtalar sling angle taping in restricting foot and ankle motion before and after exercise. Journal of Orthopaedic and Sports Physical Therapy 19: 33-41. 1994. 3.Osborne MD and Rizzo TD. Prevention and treatment of ankle sprain in athletes. Sports Medicine 33: 1145-1150. 2003.
